Memoire Online - Evolution des paramètres cinétiques et cinématiques lors d'un exercice de flexion-extension du membre inférieur

Dans le cadre de l'obtention du
DIPLÔME DE MAITRISE STAPS
ENTRAINEMENT & PERFOMANCE

Unité Performance Motrice : Laboratoire de Physiologie de la Performance Motrice E.A. 994
Unité Biomécanique et Biomatériaux : Laboratoire d'Anatomie E.A. 2149
Université Blaise Pascal

Directeur de recherche : Georges POUMARAT (PU)
Responsable Maîtrise E.P. : Christophe HAUTIER (MCU)

	p.18
7 CONCLUSION & PERSPECTIVES	p.19
7.1 Conclusion	p.19
7.2 Perspectives	p.19
8 ANNEXE	p.20
RÉSUMÉ	p. 23

2. INTRODUCTION

En 1955 Steindler a défini deux types d'exercices : les exercices en chaîne cinétique fermée (ECCF) et les exercices en chaîne cinétique ouverte (ECCO). Lors d'un ECCF l'articulation distale, subit des « contraintes considérables » ce qui empêche ou limite son mouvement ; à l'opposé lors d'un ECCO, le segment distal est libre de bouger sans aucune résistance externe. Les ECCF impliquent la mise en jeu coordonnée de plusieurs articulations, ils correspondent de ce fait à des mouvements complexes, comme le squat, le soulevé de terre, la presse à cuisse... ; exercices qui sont couramment utilisés par les sportifs afin d'améliorer leurs performances. Dans ce domaine, les différentes recherches menées sur le port de charges, se différencient au niveau des techniques de soulevés, en se basant sur les postures à adopter pour les réaliser (Whitney, 1958 ; Toussaint, 1992), elles ont souvent comparé deux techniques le plus souvent utilisé ; le squat ou leg lift, avec action principale des muscles des cuisses et une flexion du tronc limitée ; et le stoop ou back lift avec extension des genoux et action principale des muscles du dos. Malgré tout, il apparaît difficile de définir la posture à adopter au début d'un exercice de squat en terme de position angulaire absolue. En effet, les caractéristiques de la tâche à réaliser impliquent des différences de placement initial de la charge, qui sont associées à des changements individuels de la posture (Burgess-Limerik 1997). Cependant lorsque les sujets choisissent eux-mêmes et spontanément leur propre technique de soulevé ; la posture la plus couramment adoptée est alors décrite comme un demi-squat (Burgess-Limerick, 1997).

L'entraînement des capacités musculaires, fait désormais partie intégrante des techniques d'amélioration de la condition physique, l'intérêt accordé au développement de la fonction musculaire est en effet grandissant, non seulement pour améliorer les performances sportives, mais également dans le but de maintenir et d'augmenter l'efficience motrice dans le cadre des activités quotidiennes (marche, monté d'escaliers...). Les ECCF permettent de développer la force, la puissance, et de préserver les muscles de l'atrophie liée à l'immobilisation ou au vieillissement. Par ailleurs, ces exercices avec ou sans charge additionnelle, permettent de réduire les risques d'entorses, de déchirures et autres blessures, qui se produisent souvent au cours de la pratique d'activités physiques à caractère sportif. Ils possèdent également des caractéristiques biomécaniques similaires à celles relevées pour de nombreux gestes sportifs, comme par exemple la course et le saut. (Stone, 1982). Ces exercices sont également préconisés et utilisés dans le secteur médical et paramédical, ils constituent une partie importante des programmes de rééducation de l'articulation du genou et des muscles de la cuisse notamment dans le cadre des ligamentoplasties (ligament croisé antérieur par exemple).

Les facteurs intervenant dans la genèse des douleurs et des blessures au niveau lombaire sont : des muscles abdominaux faibles, des mouvements inappropriés lors de ports de charges ou de soulevés athlétiques, une amplitude de mouvement restreinte au niveau articulaire, des disques intervertébraux endommagés, des contraintes excessives appliquées aux différents segments corporels au cours du mouvement, une flexibilité lombaire inadéquate, des muscles ischios-jambiers courts, et une hypermobilité de la colonne vertébrale (Koutedakis, 1997).

L'objectif de cette étude, conjointement élaborée par le Laboratoire de la performance Motrice (Université Blaise Pascal) et par le Laboratoire d'Anatomie (Université d'Auvergne) de Clermont-Ferrand, est de rendre compte de l'évolution des différents paramètres cinétiques et cinématiques, lors d'un exercice de squat.

3. REVUE DE LITTÉRATURE

En consultant la revue de littérature, il apparaît difficile de comparer les forces de compression appliquées au niveau tibio-fémoral au cours d'un mouvement de squat. En effet, les différentes modélisations utilisées, ne prennent pas en compte les mêmes éléments (gravité, inertie, forces de réaction du sol, forces musculaires, résistances ligamentaire et tendineuse).

Pour Ohkoshi (1991) par exemple, le taux relativement faible de lésions du ligament croisé antérieur (LCA) induites par des ECCF, est en partie dû à la co-contraction des muscles quadriceps et ischios-jambiers lors de la réalisation de ce type de mouvement. D'autres auteurs comme Lutz (1993), ont montré que les forces de compression induites au niveau de l'articulation tibio-fémorale pouvaient prévenir les entorses du LCA. Sahli (1996) a également décrit l'évolution de la force de cisaillement au niveau de l'articulation tibio-fémorale pour chaque angle de flexion du genou, en utilisant un modèle permettant d'assimiler le membre inférieur à une chaîne de segments rigides articulés entre eux.

Lors de la réalisation d'un exercice de squat, Panariello et col. (1994), n'ont trouvé aucune augmentation significative de la translation antéro-postérieure au niveau de l'articulation tibio-fémorale.

De nombreuses études (Poumarat et col. 1994 ; Scholz et col. 1995) ont analysé le port de charges, motivées par le fait que le maniement de charges incluant des portés, est un facteur étiologique majeur des blessures au niveau lombaire. Beaucoup de publications sur le port de charges ont examiné l'effet de la technique, de l'évolution de la charge, de la fréquence des portés, et de l'influence de l'efficience motrice sur la sécurité et le respect de l'intégrité physique Anderson et col. (1986). D'après ces auteurs, la sécurité est définie en terme de respect des structures musculo-squelettiques au niveau du dos, et de minimisation des forces de compression et de cisaillement au niveau de la charnière lombo-sacrée ; cette minimisation étant résultante d'une limitation de l'inclinaison du tronc.

En dépit de considérables avancées au niveau de la compréhension des techniques des portés, des levés et des soulevés athlétiques, l'incidence relative de ces maniements de charge sur les douleurs et les blessures occasionnées principalement au niveau lombaire n'a pas encore véritablement diminuée Anderson et col. (1986).

Des expérimentations sur pièces anatomiques, ont montré que des disques intervertébraux apparemment normaux peuvent être endommagés si des forces de cisaillement importantes s'ajoutent aux forces de compression (Adams & Hutton,1982 ; Brinckmann & col. 1988 ; Terver, 1975) ; ceci peut se produire au cours d'un seul soulevé, si la flexion du tronc est d'amplitude telle qu'elle provoque une hyperflexion. Par contre une répétition du même soulevé peut être envisageable si la flexion du tronc est modérée et qu'elle n'excède pas les valeurs physiologiques proches de 30° (Adams & Hutton 1982, Poumarat 1994, Vanneuville 1992). Des études épidémiologiques ont montré une forte corrélation entre des ports de charges lourdes, et les douleurs au niveau lombaire (Anderson, 1986) surtout si les techniques d'exécution sont mal maîtrisées. Il est nécessaire de mesurer et de réguler les forces appliquées sur la colonne au cours de ports de charges. Poumarat et col. (1989) ont d'ailleurs montré qu'au cours d'un exercice de squat, les forces résultantes appliquées à l'articulation du genou et du rachis lombaire, sont fortement dépendantes des postures utilisées ; tout en restant dans « les normes » de réalisation communément admises, le sujet peut doubler les sollicitations imposées à ces articulations. En effet les forces résultantes calculées varient de 4000 à plus de 7000N, et représentent globalement 6 à 10 fois le poids du sujet. De ce fait, une flexion maximale de la cheville de 70°, et un buste relativement proche de la verticale soit environ 20 à 30°, sont les impératifs à respecter pour pratiquer en sécurité des exercices de squat. Malgré

une charge utilisée plus importante, l'exercice de 1/2 squat, correctement réalisé semble globalement moins dangereux.

Poumarat et col (1994) ont également montré qu'au cours d'un exercice de demi-squat, des mouvements de la colonne vertébrale au niveau de T7 et S1 (20 à 50°) et au niveau de L3 et L1 de l'ordre de 5 à 10°, peuvent se produire chez des débutants. Chez des sujets entraînés le segment thoraco-lombaire est relativement fixe durant le mouvement.

Il a été montré (Poumarat et col.1994) que lors d'un port de charge de 50kg sur les épaules, il existe dans le plan frontal une bonne stabilité du rachis malgré la charge. Les variations angulaires pour les segments S1-L3 d'une part et S1-T7 d'autre part n'excèdent pas 4°. Les inflexions latérales (gauche ou droite) peuvent s'expliquer par la difficulté de centrer exactement la charge sur les épaules, l'inflexion est globale aucun point d'inflexion particulier n'a été relevé.

3.2 SQUAT & EMG :

L'augmentation de la force de contraction musculaire dépend du recrutement de nouvelles unités motrices (recrutement spatial) et de l'augmentation de la décharge des unités motrices déjà actives (recrutement temporel). Au cours d'une contraction volontaire mettant en jeu une seule articulation et sollicitant, pour un muscle donné, une seule fonction, le recrutement spatial des unités motrices se fait généralement selon un ordre bien précis répondant au principe de taille, énoncé et mis en évidence par Henneman. Tout acte moteur naturel, mouvement ou posture comme le squat, requiert la participation d'un certain nombre de segments corporels et des muscles qui les mobilisent. L'étude en est difficile, du fait notamment que seul l'enregistrement des expressions périphériques de l'activité motrice est possible chez l'homme. L'utilisation de l'EMG de surface intervient dans ce contexte, elle répond à un double objectif, d'une part identifier les muscles actifs et déterminer l'intensité de leur niveau d'activation, d'autre part tenter d'évaluer la force exercée par chaque muscle, que la seule connaissance des variables biomécaniques ne permet pas de déterminer.

L'allure de la relation entre EMGi et la force externe, va dépendre du muscle considéré, elle exprime les mécanismes de gradation de la force, l'augmentation de fréquence des unités motrices et leur recrutement spatial ; elle va également dépendre des facteurs techniques, de la position de départ, de l'amplitude articulaire demandée, mais surtout de la proportion des différents types de fibres dans le muscle sollicité (Bouisset 1995). L'électromyographie de surface a été utilisée pour apprécier l'impact des changements posturaux sur l'activité musculaire. L'étude en chaîne cinétique ouverte de Hanten & Schulties (1990) n'a montré aucun changement significatif de l'activité du vaste médial lors de la rotation médiale du tibia quand le genou est positionné à 50° de flexion. Signorile (1995) a trouvé que le vaste médial et le vaste latéral, produisaient une activité électromyographique plus grande avec les pieds tournés vers l'intérieur, qu'avec les pieds tournés vers l'extérieur.

La charge utilisée dans l'exercice de squat influe significativement sur les valeurs de l'EMGi (Lecampion 1976) Aucun changement significatif du pattern d'activité du semimembraneux, du semitendineux et du biceps fémoral, ne se produit au cours de l'évolution de la flexion du genou pour un exercice de faible intensité à 25% du poids corporel (Ninos et col.1997).

Le recrutement musculaire est significativement différent suivant le degré d'expertise des sujets. Il apparaît notamment que les sujets entraînés, contractent les muscles dorso-lombaires pendant tout la durée de l'exercice avec même une contraction anticipatrice alors que cela n'est pas le cas chez les débutants (Lecampion 1976).

A notre connaissance il n'existe pas un corpus de connaissances suffisant dans le domaine ; notamment en ce qui concerne la relation charge à soulever-EMGi pour les différents muscles, ni d'ailleurs dans la modification des patterns de recrutement.

3.3 SQUAT & COORDINATION :

En biomécanique le mot coordination désigne « l'organisation temporelle des mouvements des segments corporels. La coordination peut être représentée comme un continuum, les extrêmes consistent en des mouvements séquentiels ou simultanés. » Hudson, 1985.

Selon Bernstein, le principal problème dans l'étude de la coordination du mouvement multi-articulaires peut être formulé comme suit : « comment peut-on concevoir une théorie de l'action humaine qui explique que les humains exécutent des tâches motrices avec une grande répétabilité, à la fois inter et intra-individuelle, malgré le fait que le système d'action humain contient un nombre de degrés de liberté neuraux, musculaires et squelettiques très largement supérieur à celui requis par la tâche à accomplir et son environnement » Soest, 1995.

Il existe de nombreuses controverses à propos de la meilleure technique à adopter lorsque l'on considère le port de charges sans que des données objectives soient données sur les conditions de réalisation d'un exercice de soulevé. Soulever des objets légers ou lourds implique une coordination particulière telle que le contrôle de la trajectoire qui permet de minimiser le stress au niveau des articulations, en mettant en jeu des muscles spécifiques, dans un ordre précis. En général les études définissent les techniques utilisées par les sujets en terme de posture initiale et finale, sans considérer les changements qui peuvent survenir en fonction des types de soulevés. Si des changements de coordination se produisent en fonction de la technique employée, est-ce qu'ils sont attribuables à des différences d'activation des différents muscles mis en jeu, à des mouvements différents des segments, à des effets mécaniques purs comme vaincre l'inertie ? Ou est-ce qu'ils sont attribuables à des décalages des phases d'activation des muscles ? De plus est-ce que ces changements de coordination augmentent les contraintes sur le système musculo-squelettique ?

Les changements de coordination au cours de soulevés à charge croissante ont été étudiés, de telles études (Anderson et col.,1986 ; Park et col.) n'ont généralement pris en compte que la relation entre un seul segment et la charge. Davis & col.(1965) ont reportés que lorsque la charge augmente de 0 à 40Kg, il y avait une augmentation de la durée d'extension du dos au cours du squat. Schipplein (1990) a montré que chez des sujets qui choisissent leur propre mode d'exécution du squat, il y avait un transfert de coordination du modèle du squat (ou leg lift) vers un modèle de flexion du tronc (back lift ou stoop), lors d'une augmentation de charge de 50 vers 250N. Aucune de ces études n'a utilisé de mesure spécifique permettant de rendre compte de la coordination intersegmentaire.

Burgess-Limerick & col. 1993 ont calculé la phase relative de mouvement entre 2 articulations, en se basant sur la position et la vitesse instantanée de chaque articulation. Ils ont montré une augmentation du décalage de phase entre l'extension du genou et de la hanche au cours de soulevés avec de faibles variations de charge. Dans cette étude, les sujets choisissaient leur propre style de soulevé ce qui implique une interprétation difficile des changements de coordination.

Un des facteurs associé aux blessures localisées au niveau lombaire, est l'action simultanée de muscles antagonistes forts et faibles, l'association de muscles ischios-jambiers faibles et d'un quadriceps puissant peut provoquer une desynchronisation des mouvements des segments lombaire et pelvien.

4. MATÉRIEL & MÉTHODES

Données cinématiques
fournies par un système
optoélectronique d'analyse
d'images 3-D (SAGA-3)

Activité
électromyographique
(EMG) des muscles
appropriés, recueillie par
un système portable
multivoies

Données cinétiques
(torseur des F externes)
fournies par une plate-
forme de force
(AMTI)

Exploitation de toutes les séries de données dans un modèle théorique de calculs du torseur des forces exercées par un segment corporel sur un segment sus-jacent

Forces et moments subies
par les différents
segments du membre
inférieur calculés au
niveau de la cheville, du
genou et de la hanche

4.1. ORGANISATION des DIFFERENTES ETAPES de l'EXPERIMENTATION :

Quantification des contraintes musculaires et mécaniques subies par les différentes structures ostéo-musculo-articulaires lors d'un exercice de port de charge (1/2 squat)

Conclusion et recommandations pratiques liées
à la musculation avec charge additionnelle

L'expérimentation porte sur une population de dix sujets masculins volontaires, informés préalablement de

l'étude, et ne possédant aucun antécédent pathologique. Les caractéristiques de la population étudiée sont :

4.3. TACHE & SITUATION EXPERIMENTALE :

Il a été demandé de réaliser 5 séries consécutives de flexion de jambes à 90° (squat). La technique d'exécution de cet exercice consiste dans un premier temps, à fléchir les membres inférieurs en abaissant le corps jusqu'à ce l'angle cuisse-jambe soit de 90°. L'amplitude de la flexion est matérialisée par le contact des muscles fessiers avec un support réglable en hauteur. Ensuite le sujet doit revenir à la position verticale initiale par extension complète des membres inférieurs.

*Une phase descendante (phase d'abaissement) durant laquelle la hauteur de la barre diminue. *Une phase ascendante (phase de soulèvement) durant laquelle la hauteur de la barre augmente.

Afin de déterminer l'influence de la charge et des répétitions, cinq situations expérimentales ont été mises en

* 3 répétitions sans charge (bâton matérialisant la barre et permettant le positionnement des membres

*3 répétitions avec une charge représentant 50% du poids corporel du sujet (PC).

La cadence d'exécution de l'exercice est identique pour tous les sujets, quelle que soit la répétition et la charge. L'ordre d'exécution des séries est tiré au sort pour chaque sujet.

Pour chaque situation expérimentale explorée le sujet est placé dans un espace à trois dimensions, en position debout, les pieds écartés à la largeur du bassin avec le pied droit posé sur une plate-forme de force.

4.4. MATERIEL :

La détermination de l'évolution des flexions angulaires au niveau au niveau du tronc et des différentes articulations du membre inférieur, des forces développées et de l'activité électrique des muscles mis en jeu lors d'un exercice de squat à 90°, est réalisée grâce à une chaîne d'acquisition composée de trois principaux éléments pilotés et synchronisés à partir du système SAGA-3.

4.5. CHAINE d'ACQUISITION :

Dans le cadre de ce mémoire nous présenterons globalement la chaîne d'acquisition complète, sachant que nous n'exploiterons qu'une partie des données cinématiques et électromyographique.

4.5.1. Un système d'analyse d'images à 3-D (SAGA-3) :

C'est un système optoélectronique d'analyse du mouvement. L'acquisition des données est synchronisée avec celles provenant de la plate-forme de force et de l'électromyographe. Toutes les mesures sont effectuées par SAGA Measurement Station (SAMS). Les images traitées par SAGA-3 sont obtenues à l'aide de quatre caméras vidéo monochromes 50Hz. Les marqueurs utilisés sont de forme sphérique, et recouverts d'un matériau réfléchissant les rayons infrarouges. Ces marqueurs sont au nombre de quatorze, dont dix d'entre eux sont collés directement sur la peau, matérialisant les points anatomiques du membre inférieur droit suivants : 2ème métatarsien, 5^ème métatarsien, extrémité postérieure du talon, malléole tibiale interne, malléole externe, condyle tibial interne, condyle tibial externe, condyle fémoral interne, condyle fémoral externe et grand trochanter. Les quatre autres marqueurs sont placés au niveau de la 7^ème vertèbre cervicale (T7) du sacrum (S1), et des deux crêtes iliaques.

4.5.2. Une plate-forme de force (AMTI) :

Dans toutes les situations expérimentales explorées, le sujet est placé sur une plate-forme de force (AMTI) à six composantes (Fx, Fy, Ez, Mx, My et Mz). Le signal de sortie de la plate-forme est connecté à un convertisseur 12 bits à une fréquence d'acquisition de 50Hz.

4.5.3. Une chaîne d'acquisition de l'activité électromyographique (EMG) :

Afin de quantifier les forces musculaires mises en jeu lors du mouvement squat à 90°, l'activité électrique des muscles vastus lateralis (VL), vastus medialis (VM), gastrocnemius (G) et gluteus maximus (GM),est recueillie grâce à des électrodes de surface de type (N-OO-S) prégélifiées de diamètre 8mm. Pour chaque muscle, deux électrodes actives (réception bipolaire) sont placées sur la peau, sur le ventre du muscle, dans le sens des fibres et avec une distance inter-électrode de 2cm. Une électrode de référence (de masse) est également placée sur un point osseux (patella). Pour l'obtention d'une résistance électrode-tissu minimale la peau est rasée et nettoyée avec de l'alcool. La fréquence d'échantillonnage est de 2048 Hz.

Les deux paramètres les plus utilisés pour quantifier l'EMG de surface dans le domaine temporel sont l'EMG intégré (EMGi) et la valeur RMS (Root Mean Square).

L'EMGi est défini comme la surface délimitée par les variations de potentiel de l'EMG et la ligne isoélectrique après redressement du signal. Son expression mathématique est donc :

_EMGi

_t1

_EMG

_.dt

C'est donc une quantité d'électricité, parfois noté Q, que l'on mesure. L'unité est le mV.s. L'intégration peut également s'effectuer sur des périodes de temps T constantes (50 à 200 ms) et consécutives, avec une remise à zéro entre chaque cycle. Pendant chacune de ces périodes, on a :

La RMS est égal à la moyenne de la racine carré du double de la somme des densités élémentaires sur un seul des spectres de puissance obtenus par analyse spectrale. La RMS a ainsi pour formule :

i représente chaque classe de fréquences, j et k sont les bornes respectivement inférieure et supérieure de fréquence choisie, DSPi est l'énergie contenue dans chaque classe.

Cependant, la valeur RMS est plus généralement calculée, à un instant t pendant l'intervalle de temps T écoulé à partir de la relation suivante :

La RMS représente à peu près la même entité que l'EMGi. C'est aussi la valeur efficace du signal. Si l'on se base par exemple sur le modèle mathématique d'EMG de surface proposé par De Luca (1985), la RMS et l'EMGi dépendent du nombre et de la fréquence de décharge des unités motrices ainsi que de la surface des potentiels des unités motrices. La RMS dépend aussi du degré de synchronisation entre les décharges, mais n'est pas sensible à certains phénomènes d'annulation de signaux, dus à la superposition des potentiels élémentaires ce qui n'est pas le cas de l'EMGi.

4.6. TRAITEMENT des DONNÉES :

Trois types de données sont recueillis à partir de la chaîne d'acquisition mise en place.

Les signaux EMG bruts des muscles participants au mouvement, recueillis grâce à l'électromyographie de surface, ont fait l'objet d'un calcul de EMGi, de la valeur RMS, de FM et de MPF. Ces calculs sont effectués à l'aide d'un logiciel spécifique élaboré au laboratoire.

A partir des coordonnées spatiales des marqueurs placés sur le membre inférieur droit et le tronc du sujet, nous déterminons l'évolution angulaire et les vitesses angulaires correspondants aux angles définis par les segments tronc, cuisse et jambe avec l'horizontale. Ces calculs sont effectués à l'aide d'un logiciel spécifique élaboré au laboratoire.

4.7. ANALYSE BIOMECANIQUE :

Le système comprenant l'ensemble du corps situé au-dessus du point articulaire (articulation L5S1) et la barre est en équilibre (position statique en flexion). La distance entre l'articulation de la hanche et L5S1 représente 19.2% de la longueur du tronc, mesurée du grand trochanter à l'articulation scapulo-humérale.

LA DÉTERMINATION DES MOMENTS DES FORCES RÉSULTANTS AU NIVEAU DE L'ARTICULATION LOMBO-SACRÉE EN O, EN PHASE STATIQUE (FLEXION À 90°) NOUS PERMET D'ÉCRIRE :

P= ensemble composé par le poids du sujet situé au dessus de L5S1 + poids de la barre. Exprimé en Newtons (N).

D= distance du centre d'inertie de l'ensemble précédemment défini au centre articulaire, exprimé en mètres (m)

d = distance entre la ligne d'insertion des muscles spinaux et le centre articulaire de l'articulation lombo-sacrée, estimé d'après la littérature à 0.05m.

En phase dynamique la somme des moments résultants n'est plus égale à 0, il devient alors nécessaire de déterminer les moments d'inertie qui entre en jeu.

Décomposition de la force développée par les muscles Erector Spinae M sur (OX, OF) : Mx = M . Sin ?

RÉSULTANTE DES FORCES AU NIVEAU DE L'ARTICULATION LOMBO-SACRÉE (O) EN PHASE STATIQUE (FLEXION À 90°) :

En phase dynamique la résultante des forces devient égale à m.F(G) (masse x accélération du centre de gravité).

4.7.3 Détermination des masses segmentaires : d'après Winter Masse Membres Supérieurs = MMS= masse sujet x 0.05 x 2

4.7.4 Détermination du centre de gravité des segments :

4.7.5 Détermination des vitesses angulaires :

	dO		en rad.s^-1
C0 =	dt

5. RÉSULTATS

Suite à notre expérimentation, nous avons obtenu pour les dix sujets les enregistrements suivants au cours des 29 répétitions :

Afin d'affiner nos conclusions nous avons calculé l'évolution des variations angulaires, de la valeur RMS, au cours de cinq répétitions (1^ère, 4^ème, 7^ème, 10^ème, 20^ème), correspondant à la répétition initiale de chaque série. Nous avons par ailleurs calculé les contraintes au niveau lombo-sacré.

5.1 VARIATIONS ANGULAIRES :

Les variations angulaires maximales du tronc par rapport à la verticale, de la cuisse et de la jambe par rapport à l'horizontale ont été calculé pour chacune des 5 répétitions pour les dix sujets. Les résultats ont été reportés sur la figure 1 en fonction de la charge utilisée, correspondant au pourcentage du poids corporel.

Afin de déterminer si l'évolution des variations angulaires de chaque segment en fonction de la charge est significative, un test d'analyse de variances ANOVA à un facteur a été réalisé. Les résultats sont résumés dans le tableau ci dessous :

Tronc

Cuisse

Jambe

0.3751

0.3465

0.5845

Seuil de

significativité

5.2 EVOLUTION des VITESSES ANGULAIRES :

Les variations des vitesses angulaires instantanées maximales du tronc, de la cuisse et de la jambe ont été calculé pour chacune des 5 répétitions pour les dix sujets. Les résultats ont été reportés sur la figure 2 en fonction de la charge utilisée, correspondant au pourcentage du poids corporel.

Afin de déterminer si l'évolution des vitesses angulaires de chaque segment en fonction de la charge est significative, un test d'analyse de variances ANOVA à un facteur a été réalisé. Les résultats sont résumés dans le tableau ci dessous :

	Tronc	Cuisse	Jambe
F	1.782	1.227	2.8
Seuil de	ns	ns	P< 0.05
significativité			*

5.3 EVOLUTION de la VALEUR RMS :

L'évolution de la valeur RMS a été calculé pour chacune des 6 répétitions pour les dix sujets, en fonction de la charge (figure 3).

5.4 EVOLUTION des CONTRAINTES au NIVEAU LOMBO-SACRE :

Evolution des contraintes appliquées sur l'articulation lombo-sacrée, en fonction de la charge (% du poids corporel) et de la flexion du tronc (figures 4&5).

A fin de déterminer si l'évolution des contraintes en fonction de la charge est significative, un test d'analyse de variances ANOVA à un facteur a été réalisé. Les résultats sont résumés dans le tableau ci dessous :

	F compression	F cisaillement	F musculaire max
F	16.548	10.054	16.485
Seuil de	P< 0.001	P< 0.001	P< 0.001
significativité	***	***	***

6. INTERPRETATION & DISCUSSION

6.1. VARIATIONS ANGULAIRES :

L'évolution de la flexion du tronc par rapport à la verticale, pour les dix sujets, au cours de la première répétition de chaque série, reste proche de 30°, et diminue en fonction de la charge ; parallèlement on note l'accentuation de la flexion de la cuisse et de la jambe avec la charge. Cette observation générale traduit la capacité des sujets à organiser leur posture avec la charge, ce qui leur permet d'avoir une flexion du tronc moins prononcée. Donc les sujets accentuent la flexion au niveau de la cuisse et de la jambe, en sollicitant d'avantage les muscles moteurs des membres inférieurs. Ceci peut être expliqué par le fait que 50% de la population avaient déjà pratiqué l'exercice de squat, et que les 50% restants étaient sportifs. Cette observation est à mettre en relation avec les conclusions tirées par Poumarat (1994) ; qui a montré que lors d'un exercice de demi-squat les mouvements de la colonne n'évoluent pas au-dessus de 30° de flexion et restent relativement stables, pour des individus ayant déjà pratiqué l'exercice de squat.

6.2. VARIATIONS de la VALEUR RMS :

L'observation faite précédemment est à mettre en parallèle avec l'augmentation de la valeur RMS (en % de la force maximale isométrique FMI) au niveau des différents muscles en fonction de la charge. On peut en effet supposer que l'augmentation quasi linéaire de l'activation du vaste latéral, du vaste médial, et du gluteus maximus en fonction de la charge, permet de stabiliser la posture et ainsi de limiter une flexion du tronc excessive. Cette théorie est d'ailleurs avancée par Bouisset (1995), et tend à montrer que l'activité physique, et en particulier celle qui met en jeu des mouvements pluriarticulaires, engendre une meilleure synchronisation et une meilleure activation des muscles qui interviennent dans le mouvement. Pour le gastrocnémien qui permet l'extension de la cheville, l'activation se stabilise à partir d'une charge représentant 75% du poids corporel du sujet, ce qui laisse percevoir que son action n'est pas déterminante lors d'un exercice de squat.

Nous avons noté par ailleurs, que le vaste latéral et le vaste médial avait au cours de l'exercice de squat un niveau d'activation élevé, représentant environ 40% de leur activation maximales pour un exercice réalisé sans charge additionnelle, ce pourcentage s'élevant aux alentours de 70% pour une charge de 120% du PC. Cette observation confirme le rôle prépondérant de ces muscles dans l'exécution d'un tel type d'exercice. Le muscle gastrocnémien quant à lui, ne semble pas particulièrement affecté par l'augmentation de charge. L'activation du glutéus est loin d'être négligeable, elle représente jusqu'à 50% de la valeur maximale enregistrée en condition isométrique. Une attention particulière nous semble devoir être apportée au renforcement de ce muscle car il participe à l'extension de la cuisse sur le bassin et au positionnement en rétroversion de ce dernier, de plus il a été montré que la verticalisation du sacrum diminuait la lordose lombaire, et de ce fait les contraintes de cisaillement. Dans le cadre d'une étude plus complète sur les synchronisations musculaires, il serait intéressant d'enregistrer également l'activité des muscles érecteurs du rachis au niveau lombaire et thoracique.

6.3. VARIATIONS des VITESSES ANGULAIRES :

L'évolution des vitesses angulaires montre des vitesses importantes pour la cuisse, qui sont supérieures à celles de la jambe, elles-mêmes supérieures à celles du tronc ; ce qui se traduit par une extension rapide de la cuisse, suivie par celle de la jambe puis du tronc. Ceci peut être imputable à la typologie musculaire de chacune de ces régions en effet, le tronc est composé de muscles statiques de posture donc lents, la jambe est composée de muscles lents et rapides, et la cuisse est composée de muscles rapides (composée des muscles extenseurs du membre inférieur, spécifiquement sollicités au cours du squat).

Les résultats bruts obtenus, font référence aux vitesses angulaires maximales instantanées, et devront faire l'objet d'observations plus complètes, afin de déterminer si l'évolution des vitesses angulaires de chaque segment tout au long du mouvement respecte les résultats obtenus au niveau des vitesse angulaires maximales ; en particulier si la vitesse d'extension du tronc reste toujours inférieure à celle des autres segments corporels. Ces paramètres segmentaires devront également être comparés à l'évolution de la vitesse angulaire du centre de masse du sujet et de la barre. Cette approche peut s'avérer particulièrement intéressante pour discriminer les mouvements réalisés par des sujets experts et des sujets débutants (Mc Laughlin et col. 1977). Un contrôle

insuffisant de la phase excentrique, s'accompagnant de l'augmentation de la vitesse peut s'avérer un facteur aggravant des contraintes, notamment celles de cisaillement pour l'articulation du genou.

6.4. EVOLUTIONS des CONTRAINTES au NIVEAU de l'ARTICULATION LOMBO-SACREE :

On note une augmentation constante des forces de compression et de cisaillement en fonction de la charge, ainsi que des forces musculaires maximales développées par les muscles Erector Spinae pour stabiliser le tronc, malgré une diminution de la flexion du tronc. Même si les valeurs de ces forces peuvent paraître très importantes (9000N), elles restent comparables à celles trouvées par Poumarat et col en 1989 qui sont de l'ordre de 7000N. Il faut observer qu'elles pourraient être encore plus élevées dans le cas d'une flexion du tronc excessive, en particulier pour une charge de 120% du poids corporel. Malgré tout, même si il faut retenir le rôle primordial de l'inclinaison du buste, et corollairement du bras de levier des masses déplacées (tête, cou, tronc, membres supérieurs, barre), pour expliquer l'augmentation des forces de compression et de cisaillement au niveau lombaire, il convient cependant de noter que les forces calculées, peuvent être surévaluées car il n'est pas tenu compte de la pression intra-abdominale (Mairiaux et col 1984 ). Inversement, la prise en compte de l'aspect cinématique lors de l'étude globale du mouvement peut augmenter les forces en présence (Lander et col 1986).

En tout état de cause l'introduction de ces paramètres dans le calcul ne modifie pas la hiérarchie des valeurs. Dans cette étude nous avons considéré le tronc comme un solide rigide, il serait intéressant de pouvoir différencier les variations angulaires inter-segmentaires du rachis lombaire, thoracique et cervicale. L'amplitude des variations des valeurs angulaires observée au niveau du segment T12-L3 5 (Poumarat et col. 1994) nous incite à penser que ces paramètres peuvent servir d'indicateur dans la définition du niveau d'expertise des sujets. Ceci est particulièrement intéressant pour conduire un apprentissage du mouvement qui n'aurait pas pour seul critère d'évaluer la performance, mais également le respect des postures garantissant une intégrité des différents éléments rachidien.

7. CONCLUSION & PERSPECTIVES

7.1 CONCLUSION

Cette étude menée sur 10 sujets masculins, nous a donc permis de mettre en évidence certains phénomènes :

Une flexion du tronc qui reste proche de 30° malgré une évolution de la charge de 0 à 120% du poids de corps donc proche des valeurs physiologiques acceptables rencontrées dans la littérature, qui nous permet de conclure au respect du rachis lombo-sacré, pourtant largement sollicité lors de cet exercice, et source de douleurs chez de nombreux sujets.

Une activité électromyographique croissante, donc une sollicitation croissante des muscles avec l'augmentation de la charge.

Une évolution des différentes vitesses angulaires maximales, qui respecte la typologie musculaire.

Une évolution des contraintes au niveau de l'articulation lombo-sacrée acceptable, si l'on considère que les pressions intra-abdominales n'ont pas été prises en compte.

Il faut considérer que les charges utilisées, qui atteignent au maximum 120% du poids corporel, restent malgré tout insuffisantes pour des sujets sportifs (qui ont une activité musculaire quotidienne) capables d'organiser leur motricité, et à fortiori pour des athlètes pratiquant cet exercice. On peut en effet supposer qu'une charge plus importante engendrerait des changements significatifs dans le sens d'une augmentation, aussi bien au niveau de la flexion du tronc, que de l'activité EMG. Par contre les vitesses angulaires pourraient diminuer de manière concomitante.

7.2 PERSPECTIVES

Les résultats obtenus lors de cette étude, restent à approfondir avec un nombre de sujets plus important, qui nous permettra de constater ou non des différences significatives entre des sujets experts et des sujets non-experts pour une charge allant de 0 à 120% du poids corporel.

Ces résultats, vont nous permettre d'orienter notre travail vers une étude plus complète du mouvement et ainsi de déterminer :

Les contraintes articulaires au niveau lombo-sacré et sur les articulations du membre inférieur, pendant la phase dynamique.

A terme l'objectif sera d'élaborer une certaine expertise du mouvement, en comparant des sujets experts avec des non-experts, ce qui permettra de mettre en évidence les paramètres propres à une réalisation adéquate du mouvement, aussi bien en terme de coordination motrice, qu'en terme de respect des structures ostéo-articulaires.

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EVOLUTION des PARAMETRES CINETIQUES et CINEMATIQUES lors d'un EXERCICE de FLEXION-EXTENSION du MEMBRE INFERIEUR.

* Laboratoire de Performance Motrice, Universite Blaise Pasal ** Laboratoire d'Anatomie, Faculté de Médecine, Université d'Auvergne - Clermont-Ferrand

INTRODUCTION :

Le squat fait partie de la famille des exercices « à chaîne cinétique ouverte », qui avec ou sans charge additionnelle, permettent de réduire les risques d'entorses, de déchirures et autres blessures ; ils sont également préconisés et utilisés dans le secteur médical et paramédical, ils constituent une part importante des programmes

de rééducation de l'articulation du genou et des muscles de la cuisse, notamment dans le cadre des
ligamentoplasties (Stone, 1982).

Au cours d'un exercice de squat, les forces résultantes appliquées à l'articulation du genou et du rachis lombaire, sont fortement dépendantes des postures utilisées ; tout en restant dans « les normes » de réalisation communément admises, le sujet peut doubler les sollicitations imposées à ces articulations. En effet les forces résultantes calculées varient de 4000 à plus de 7000N, et représentent globalement 6 à 10 fois le poids du sujet.

De ce fait, une flexion maximale de la cheville de 70°, et un buste relativement proche de la verticale soit
environ 20 à 30°, sont les impératifs à respecter pour pratiquer en sécurité des exercices de squat Poumarat et

L'objectif de cette étude, est de rendre compte de l'évolution des différents paramètres cinétiques et cinématiques, lors d'un exercice de squat.

L'étude porte sur 10 sujets masculins sans antécédent pathologique, préalablement informés de l'expérimentation (âge : 26,5ans +8,0 taille : 179,3cm +1,8 poids : 80,3kg +8,6). Chaque sujet préalablement pesé, devait réaliser 3 séries de 3 répétitions avec respectivement 0%, 50% et 75% de son poids corporel (PC),suivies de 2 séries de 10 répétitions à 100% et 120% de son PC, d'un exercice de squat à 90°.

La détermination des différents paramètres, est réalisée grâce à une chaîne d'acquisition composée de trois principaux éléments pilotés et synchronisés à partir du système SAGA-3. Un système optoélectronique d'analyse du mouvement en 3 dimensions (SAGA-3) utilisé pour analyser les données cinématiques, et pour déterminer les variations angulaires du tronc, de la hanche et de la jambe (système composé d'un ensemble de 4 caméras CCD 50Hz). Une plate-forme (AMTI / 50Hz). L'activité éléctromyographique des muscles vastus latéralis (VL), vaste medialis (VM), Gluteus Maximus (GM), et gastrocnemius (G) et obtenue à partir d'une chaîne d'acquisition EMG (2048Hz).

Les résultats ont été établis à partir de la première répétition de chaque série.

L'évolution des variations angulaires montre une diminution de la flexion du tronc (de 30 à 27°) par rapport à la verticale, et une augmentation de la flexion de la cuisse et de la jambe par rapport à l'horizontale, en fonction de la charge.

L'évolution des vitesses angulaires de ces mêmes segments, montre des vitesses élevées pour la cuisse, moyenne pour la jambe et faible pour le tronc.

Les pourcentages de la valeur RMS (en % de la FMVI) augmentent pour les muscles VL, VM, GM en fonction de la charge ; l'activité du G n'évolue plus à partir de 75%PC.

Les forces de compression et de cisaillement augmentent en fonction de la charge et de la flexion du tronc. Le même phénomène est observé pour la force musculaire maximale développée par les muscles erector spinae pour stabiliser le tronc.

CONCLUSION :

L'hyperflexion du tronc est un indicateur d'un manque de technique, et/ou de coordination neuro-musculaire et/ou d'un manque de force musculaire au niveau des différents muscles impliqués dans le mouvement de squat. Ces paramètres affectent l'exécution correcte du mouvement surtout pour des charges élevées. Les résultats de notre étude n'ont pas montré d'hyperflexion, mais une flexion physiologiquement acceptable de 30°.

Les phénomènes observés peuvent s'expliquer par le fait que la population est constituée de sujets sportifs, capables d'activer et de synchroniser spécifiquement les muscles moteurs du membre inférieur, ce qui leur permet de limiter les la flexion du tronc et ainsi de limiter les contraintes au niveau de l'articulation lombo-sacrée.