Facteurs de risque de dégradation de la biomécanique

Biomécanique du membre inférieur

Dans l’analyse du mouvement des membres inférieurs, différentes mesures peuvent être utilisées, comme la position angulaire des segments, les forces de réaction au sol, les moments, la vitesse et/ou l’accélération des segments. À l’aide de ces mesures, il est possible de s’intéresser à une blessure bien connue dans le monde sportif : la rupture sans contact du LCA. Comme dit précédemment, le LCA joue un rôle très important dans la stabilité du genou et limite le déplacement antérieur du tibia par rapport au fémur. Son deuxième rôle est qu’il contraint également la rotation interne du tibia par rapport au fémur. Il intervient également dans la stabilité de l’hyper extension du genou et des rotations du plan frontal avec l’abduction et l’adduction. Le LCA est un matériau au comportement non linéaire possédant des propriétés de viscoélasticité (capacité à s’étirer) et d’anisotropie (variation des propriétés biomécaniques suivant l’orientation). À titre d’exemple, le LCA est plus fort dans les directions qui sont relatives à l’orientation de ses fibres prédominantes, que dans les directions alignées avec l’axe tibial (Benno M. Nigg, 2007; Woo et al., 1991). Le LCA a pour rigidité 242N/mm et pour tension maximale entre 1725N et 2200N selon les études. Ceci peut varier de par l’orientation, les chargements répétitifs et l’âge (Kweon, Lederman et Chhabra, 2013; Noyes, 1984; Woo et al., 1991).

Mécanismes de blessure sans contact

Les ruptures du LCA sont généralement le résultat de chargements excessifs sur celui-ci, et la vitesse de déformation va définir le type de blessure engendrée (Noyes, 1974). Dans plus de 70% des cas, ces ruptures se font sans qu’il y ait eu contact direct avec le genou (Shimokochi et al., 2013). On trouve dans la littérature trois principaux mécanismes de blessures qui peuvent résulter d’une décélération rapide des membres inférieurs combinée à un pivot, d’un atterrissage avec le genou en hyper extension ou d’un pivot soudain : un mouvement en valgus (genou vers l’intérieur, en abduction) combiné à une rotation tibiale externe, une rotation interne tibiale par rapport au fémur, ou une hyper extension du genou (Noyes et al., 1983). L’intérêt de savoir quels pourraient être les paramètres cinétiques et cinématiques liés à la rupture du LCA est primordial dans ces sports qui requièrent une décélération rapide pendant un changement de direction, un pivot ou un atterrissage, car le risque y est élevé. Cette revue va se focaliser principalement sur le contexte de saut et d’atterrissage, car les facteurs sont directement affectés par le type de tâche exécutée, et se basera sur plusieurs études et métaanalyses comme celles de (Alentorn-Geli et al., 2009; Griffin et al., 2000; Griffin et al., 2006; Labella, Hennrikus et Hewett, 2014; Smith. et al., 2012).

À titre d’exemple (Besier et al., 2001b), ont montré que les moments en varus/valgus et en rotation interne/externe au genou sont plus importants pour les mouvements de « sidestep » et « crossover » par rapport à la course. Comme décrit précédemment, cette rupture résulterait principalement d’un mouvement en valgus et d’une rotation tibiale externe. On retrouve ces paramètres avec l’étude de (Ireland, 1999) quand il parle de « position of no return » (Figure 1.6). La position de sécurité présentée se compose d’une lordose normale, d’une flexion de la hanche, mais avec une abduction et rotation neutre, d’un genou fléchi avec une abduction et une rotation neutre, et d’un contrôle des deux pieds. On s’intéresse alors à une position de risque dans le but de connaître l’influence de chaque position dans les trois plans en comparant des athlètes blessés versus non blessés, ou en comparant des athlètes masculins et féminins :

Fatigue neuromusculaire: Un des facteurs bien connus qui conduisent à un risque important de changements de la biomécanique des membres inférieurs, et surtout à un risque de blessure du LCA, est la fatigue neuromusculaire. Il est possible de grouper les répercussions de cette fatigue selon trois modèles soit l’altération des mouvements, de l’activation et de la rigidité musculaire. Effectivement moins l’athlète présente une haute rigidité musculaire, plus le risque de blessure du LCA est important (Blackburn et al., 2013). De plus, un faible contrôle neuromusculaire au genou et à la hanche est un facteur de risque de blessure du LCA, ainsi que la stabilité posturale (Hewett et al., 2005; Paterno et al., 2010). Les atterrissages lors de sports vont intervenir dans la translation tibiale, et celle-ci se contrôle notamment par l’activité des quadriceps et des ischio-jambiers (Solomonow et al., 1987). Comme dans l’étude in vivo de (Markolf, Graff-Radford et Amstutz, 1978), où la laxité du genou était réduite de 50% à 70% lorsqu’ils demandaient au sujet de contracter leurs muscles. Un autre modèle bien connu qui met à risque le LCA est le ratio H/Q (Hamstring/quadriceps: ischio-jambier/quadriceps). En effet, l’activation des quadriceps avant les ischio-jambiers, une force des ischio-jambiers réduite, ou une activation trop importante des quadriceps, augmente la force de cisaillement antérieure, donc le chargement sur le LCA (Begalle et al., 2012; Li et al., 1999; Myer, Ford et Hewett, 2005; Saunders et al., 2014; Wild, Steele et Munro, 2013; Withrow et al., 2006). En dehors de l’activité musculaire, le patron du mouvement, tant cinématique que cinétique, est également altéré par la fatigue.

Plusieurs études ont montré que la fatigue altère ces paramètres et certains d’entre eux ont aussi montré que c’est à partir de 50% de la fatigue maximale du participant que le LCA est mis à risque (Borotikar et al., 2008; Chappell et al., 2005; Cortes et al., 2013; Coventry et al., 2006; Kernozek, Torry et Iwasaki, 2008; Khalid et al., 2015; Lucci et al., 2011; McLean et al., 2007; McLean et Samorezov, 2009). Par exemple, dans l’étude de (Borotikar et al., 2008) lors d’atterrissages sur une seule jambe, la fatigue augmente l’extension, et la rotation interne de la hanche au contact initial. La fatigue augmente également l’abduction et la rotation interne du genou à la position maximale. Plusieurs études ont cherché à retarder les effets négatifs de cette fatigue via des entraînements.

(Sugimoto et al., 2014) présentent une méta-analyse dans laquelle ils montrent que des exercices de renforcement musculaire (notamment avec des « Russian/Nordic Hamstring Curls »), et de contrôle proximal augmenteraient l’efficacité des entraînements neuromusculaires pour réduire le risque de rupture du LCA, alors que des exercices de plyométrie ou d’équilibre ne seraient pas suffisants (Gilchrist et al., 2008; Heidt et al., 2000; Hewett et al., 1999; Kiani et al., 2010; LaBella et al., 2011; Mandelbaum et al., 2005; Olsen et al., 2005; Pasanen et al., 2008; Steffen et al., 2008; Waldén et al., 2012). Dans le même temps (Labella, Hennrikus et Hewett, 2014) se sont également intéressés aux programmes d’entraînement neuromusculaires avec pour conclusions que des exercices de plyométrie combinés à des techniques d’entraînement et des retours (feedbakcs) aux athlètes seraient des composantes communes afin de réduire le taux de blessure du LCA (Hewett, Ford et Myer, 2006; Myer et al., 2013; Yoo et al., 2010). Les exercices d’équilibres seuls ne suffiraient pas et les entraînements de renforcement musculaire ne sont pas inclus dans certaines de ces études alors qu’il semble que ce soient les exercices les plus efficaces.

Facteurs cognitifs Récemment, plusieurs études ont observé si une charge cognitive pouvait changer la biomécanique des membres inférieurs pendant le sport. À des fins d’analyses de ce phénomène, plusieurs chercheurs ont décidé d’étudier l’effet d’une prise de décision ou d’une planification, et ont montré qu’une relation existe entre celle-ci et les changements de la biomécanique et la blessure du LCA, lorsqu’elle est associée à la fatigue (Besier et al., 2001a; Borotikar et al., 2008; Cortes et al., 2013; Houck, Duncan et De Haven, 2006; Khalid et al., 2015; McLean et Samorezov, 2009; Olsen et al., 2004; Pollard, Davis et Hamill, 2004). Par exemple, (Besier et al., 2001a) ont étudié l’effet d’une tâche planifiée ou non lors d’un déplacement de côté (sidestep cut). Ils ont trouvé une augmentation des moments varusvalgus et de rotation interne-externe du genou pendant les mouvements non planifiés. Ils suggèrent alors que la torsion dans le plan frontal peut augmenter le risque de blessure du LCA lors de mouvements non planifiés.

(McLean et Samorezov, 2009) ont décidé d’étudier l’impact de la fatigue musculaire ainsi que l’addition d’une tâche non planifiée sur la biomécanique de sauts/atterrissages. Ils ont montré qu’effectivement il y avait un fort impact à partir de 50% de fatigue musculaire, avec une diminution des angles et des moments à la position de flexion maximale au contact initial du genou. Aussi, une augmentation des angles et moments maximaux de la rotation interne et de l’abduction du genou. De plus, ils ont démontré que les différences observées dans la jambe fatiguée, sont également présentes dans la jambe controlatérale, non fatiguée (Figure 1.10). Ceci donne l’indication que la fatigue musculaire n’est pas seule en cause dans les changements biomécaniques lors de l’atterrissage et oriente effectivement la recherche vers une fatigue plus centrale, voir cognitive, ayant un impact sur ces membres inférieurs. Enfin, ils ont montré un impact plus grand lorsque l’athlète n’était informé de la jambe d’atterrissage qu’au moment où elle amorçait le saut (Figure 1.10). Ceci laissant croire que dans le cas contraire, elle pouvait planifier son mouvement, diminuant l’impact de cette fatigue centrale. À l’inverse, (Khalid et al., 2015) n’ont pas trouvé de résultats significatifs que l’on pourrait imputer à l’effet de la non-planification mise à part une diminution de la force de réaction du sol verticale à la position maximale. (Swanik et al., 2007) quant à eux, ont tenté de déterminer la relation entre les fonctions neurocognitives et les blessures du LCA à travers le test ImPACT (Immediate Post-Concussion Assessment and Cognitive Testing) développé par NeuroHealth Systems (Pittsburgh, Pa).

Ils ont alors montré que les athlètes ayant été victimes d’une blessure possédaient un temps de réaction plus lent, une vitesse de traitement plus lente, et étaient moins performant aux tests de mémoire visuelle et verbale, par rapport au groupe contrôle. Ceci tendait à démontrer que ces différences neurocognitives peuvent être associées à des pertes du contrôle neuromusculaire.

Table des matières

INTRODUCTION
CHAPITRE 1 REVUE DE LITTÉRATURE
1.1 Anatomie
1.1.1 Articulation du genou
1.1.2 Articulation de la hanche
1.2 Biomécanique du membre inférieur
1.2.1 Mécanismes de blessure sans contact
1.2.2 Biomécanique de l’atterrissage
1.2.3 Facteurs de risque de dégradation de la biomécanique
1.2.3.1 Fatigue neuromusculaire
1.2.3.2 Facteurs intrinsèques
1.2.3.3 Facteurs extrinsèques
1.2.3.4 Facteurs cognitifs
1.3 Tâche perceptivo-cognitive
1.3.1 Simulation d’une charge cognitive
1.3.2 MOT
CHAPITRE 2 PROBLÉMATIQUES ET OBJECTIFS DE L’ÉTUDE
2.1 Contexte
2.2 Problématiques
2.3 Objectif et hypothèses de recherche
CHAPITRE 3 MÉTHODOLOGIE
3.1 Participants
3.2 Protocole expérimental
3.2.1 Phase 1 : Instrumentation et calibration
3.2.2 Phase 2 : Tâche 3D de MOT
3.2.3 Phase 3 : Tâches biomécaniques
3.2.4 Phase 4 : Protocole de fatigue
3.3 Analyses biomécaniques
3.4 Analyses statistiques
CHAPITRE 4 RÉSULTATS
4.1 Caractéristiques et résultats (physiques et de MOT) des participantes
4.2 Cinématiques
4.2.1 Courbes typiques
4.2.2 Résultats interparticipantes
4.2.3 Résultats intraparticipantes
4.3 MOT
CHAPITRE 5 DISCUSSION
CONCLUSION
ANNEXE I CARACTÉRISTIQUES ET RÉSULTATS (PHYSIQUES ET MOT) DES PARTICIPANTES
ANNEXE II RÉSULTATS CINÉMATIQUES
LISTE DE RÉFÉRENCES BIBLIOGRAPHIQUES

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