Numéro d'ordre : Année 2011 THE SE présentée à L 'UN IVERSITE DE V ALENCIENNES ET DU HAINAUT C AMBRES IS En vue de 1' obtention du DOCTORAT Spécialité : SCIENCES ET T ECHNIQUES 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 ------------
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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.
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).
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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.
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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
1.3. 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
2.4. 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
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
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
3.1. POPULATION ......................................................................................................................................... 96
3.1. POPULATION ....................................................................................................................................... 113
4.1. DELAI DE REPONSE REFLEXE .............................................................................................................. 115
4.1.1. POUR LES SUJETS SAINS ..................................................................................................................................... 115
4.1.2. POUR LES SUJETS LOMBALGIQUES .................................................................................................................... 116
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
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
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.
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
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
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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.
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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.
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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
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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)
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présentant des valeurs EMG plus importantes (RA: +55%, P =0,005 ; EO: +69%, P =0,003 ;