projet de recherche en biomecanique

PFE GM5 Jordan
BERCEVILLE
[MEMOIRE DE PROJET DE FIN
D’ETUDE] « Étude de
l’influence de l’âge
sur la charge
appliquée à la
colonne vertébrale
humaine lors du
mouvement de
marche normale » [PROJET DE RECHERCHE
EN BIOMECANIQUE]
INSA – Département Mécanique
ROEHAMPTON UNIVERSITY - Laboratoire de
Biomécanique
Année Académique: 2013-2014
Soutenance 17 JUIN 2014
Tuteurs:
UK:
Dr Raymond LEE
Dr Jin LUO
FR:
Mr Michel CROCHET
Institut National des Sciences Appliquées de Strasbourg
PROJET DE FIN D’ÉTUDES
Auteur : BERCEVILLE Jordan
Promotion : 2014
Titre : Étude de l’influence de l’âge sur la Soutenance : 17 JUIN 2014
charge appliquée à la colonne vertébrale
humaine lors du mouvement de marche
normale.
Structure d’accueil : UNIVERSITÉ DE ROEHAMPTON
Nb de volume(s) : 1
Nb de pages : 47
Nb de références bibliographiques : 8
Résumé :
L’objectif de ce projet de recherche en Biomécanique est l’étude de l’influence de l’âge sur
la charge appliquée à la colonne vertébrale humaine lors du mouvement de marche
normale. Le but final étant de pouvoir utiliser les résultats obtenus afin d’aller plus loin et
ainsi expliquer pourquoi certains groupes de personnes sont plus sensibles aux lésions et
traumatismes de la colonne vertébrale. On y retrouve une analyse dynamique et
cinématique du tronc humain ainsi que la création d’un modèle numérique de calcul sous
Matlab. Cette étude fera l’objet d’un article de recherche qui devrait normalement être
publié dans une revue scientifique à l’issue du PFE.
Mots clés : Biomécanique, Dynamique, Cinématique, Matlab, Anatomie, Recherche,
Publication.
Traduction:
The main purpose of this research project in Biomechanics is to study how does ages
affect loads and the muscle activity at the lumbar the spine during walking. The final aim is
to use the results of the study to keep on going and try to explain why some group of
people are more sensitive to spine injuries. In this study you will find a dynamic and
kinematics analysis of the human trunk. Moreover a numerical model has been created
with Matlab and will be used to solve all the calculation. Furthermore, this research project
will lead to a publication in a clinical or engineering research paper at the end of the PFE.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 2 Sommaire:
PROJET DE FIN D’ETUDES 2 SOMMAIRE: 3 AVANT PROPOS 5 I. REMERCIEMENTS 6 II. INTRODUCTION 7 III. PRESENTATION DE L’UNIVERSITE: 8 A. B. C. D. L’UNIVERSITE DE ROEHAMPTON: LE LABORATOIRE DE BIOMECANIQUE: L’EQUIPE DU PROJET DE RECHERCHE: COURS DE BIOMECANIQUE: 8 8 9 10 IV. RAPPELS ANATOMIQUES: 11 A. AXES ET PLANS ANATOMIQUES: B. SEGMENTS CORPORELS ET ARTICULATIONS PRINCIPALES DU CORPS HUMAIN: 11 12 V. PROBLEME CLINIQUE: 13 C. D. E. F. 14 15 16 16 OSTEOPOROSE: CYPHOSE -‐ LORDOSE ET SCOLIOSE: HERNIE DISCALE (PROLAPSUS VERTEBRAL): CONCLUSION: VI. LE CORPS HUMAIN D’UN POINT DE VUE MECANIQUE : 17 A. ÉQUILIBRE ET POSTURE: MARCHE CONTRE POSITION « DEBOUT ». B. MODELE DU PENDULE INVERSE: 17 18 VII. ETUDE DYNAMIQUE DU MODELE RETENU: 19 A. PRESENTATION DU MODELE ETUDIE (HAT): B. APPLICATION DE LA 2EME ET 3EME LOI DE NEWTON A NOTRE MODELE : 19 21 VIII. APPROCHE GEOMETRIQUE DU MODELE: 22 A. CREATION DES REPERES « GLOBAL » ET « SACRUM »: B. EXPRESSION DE TOUS LES POINTS DANS LE REPERE « SACRUM » A L’INSTANT T=0: C. EXPRESSION DE TOUS LES POINTS DANS LE REPERE « SACRUM » A L’INSTANT T=T: 22 23 24 IX. PROPRIETES DE MASSES ET D’INERTIES DU MODELE: 26 X. PRESENTATION DES CAPTEURS ET MATERIEL UTILISE: 28 A. INTERSENSE WIRELESS INERTIACUBE3TM B. FASTRAKTM – POLHEMUS C. DTS-‐EMG NORAXONTM 28 30 32 XI. PRESENTATION DE L’EXPERIENCE ET PRINCIPE: 33 INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 3 XII. RESULTATS DES EXPERIENCES: 36 A. B. C. D. 36 38 39 41 POSITIONNEMENT DU TRONC : MOMENTS RESULTANTS APPLIQUES AU HAT: INCLINAISON DU HAT: COMPARAISON ENTRE DEUX CATEGORIES DE PERSONNES: XIII. CURVE FITTING (AJUSTEMENT DE COURBE): 42 A. MODELE MASSE-‐RESSORT: B. « CURVE FITTING TOOLBOX » MATLAB: C. RESULTATS RAIDEUR ET AMORTISSEMENT: 42 43 44 CONCLUSION: 45 BIBLIOGRAPHIE: 46 RESUME: 47 INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 4 Avant propos
Débuter dans le monde du travail n’est pas toujours facile, qui plus est lorsque
l’on intègre un nouveau milieu, celui de la Recherche qui, à première vue, est plutôt
différent de ce j’avais pu découvrir à présent.
Ne sachant pas trop vers où je me dirigeais, j’appréhendais beaucoup ma première
expérience professionnelle. En effet, même si j’avais déjà eu l’opportunité d’effectuer
des stages au cours de ma formation d’ingénieur dans un atelier ou un bureau, ce
n’est pas du tout avec le même état d’esprit que j’abordais mon nouveau stage.
L’objectif n’était pas de découvrir ce milieu, mais au contraire, de l’intégrer, de le
maitriser et finalement réussir à s’y imposer. De plus, c’était pour moi la première fois
ou j’allais pouvoir et devoir communiquer uniquement en anglais avec tous mes
interlocuteurs.
Les formations apportées par l’ENIM et l’INSA m’ont aidé tout au long de cette
expérience, j’ai pu mettre en pratique une grande partie de mes connaissances,
qu’elles soient techniques dans le domaine de la mécanique ou de la linguistique
avec la communication dans une langue étrangère lors de mon temps de travail,
mais aussi une fois en dehors du laboratoire pour m’adapter à ce nouveau pays et
mode de vie que je découvrais. Je me suis aussi servi de mes cours de
communication et de management lorsque je devais gérer des patients lors des
phases de test et expériences de mon projet.
Il est clair que cette expérience a été très enrichissante et m’a permis d’apprendre
beaucoup de choses sur moi-même, sur ma façon d’aborder un projet ou encore sur
mes ambitions en tant qu’ingénieur.
De plus, cette aventure a eu pour effet de remettre en question ou de confirmer
certains de mes choix concernant mon orientation. Le domaine des techniques et
des sciences de l’ingénieur est très vaste et m’intéresse vraiment, cependant
pendant ce stage, j’ai pris conscience d’être plus attiré par le management des
personnes que par un profil d’expert.
Dans ce rapport, vous pourrez découvrir l’université et le laboratoire de recherche
dans lequel j’ai travaillé à travers une rapide présentation de l’entreprise ainsi que le
projet que j’ai pu mener.
Je vous souhaite une agréable lecture.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 5 I.
Remerciements
Suite aux 5 mois de PFE que j’ai pu effectuer dans l’Université de
ROEHAMPTON au sein du Laboratoire de Recherche en Biomécanique, je
souhaiterais remercier mes tuteurs anglais le Dr LEE Raymond qui est également le
directeur du Département de Biomécanique ainsi que le Dr LUO Jin, maitre de
conférence en sciences du sport pour m’avoir accepté au sein de leur équipe de
recherche et de m’avoir soutenu tout au long de cette période.
Je voudrais remercier Mrs CARLISLE Alison, technicienne et responsable du
Laboratoire de Biomécanique de l’Université.
Je remercie les étudiants en master de biomécanique qui ont accepté ma présence
lors de leurs cours afin d’améliorer mes connaissances dans ce domaine ainsi que le
temps
qu’ils
ont
accordé
pour
mes
diverses
questions.
Je remercie également tous les participants, jeunes et âgés, ayant pris part à mon
projet de recherche sans qui je n’aurais pu faire aucune expérience sur des modèles
humains réels.
Je me dois de remercier M.CROCHET Michel, enseignant tuteur et professeur à
l’INSA de Strasbourg, pour le temps qu’il m’a accordé à travers ses explications
techniques et le suivi du projet.
Enfin, je remercie l’INSA Strasbourg pour m’avoir permis d’effectuer un stage durant
mon cursus scolaire ce qui m’a beaucoup apporté tant au niveau des connaissances
techniques ou du domaine de la recherche que sur moi même.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 6 II.
Introduction
Dans le cadre de mes études et afin de valider ma 5ème et dernière année à
l’INSA de Strasbourg, je dois effectuer un Projet de Fin d’Études. J’ai choisi de
travailler sur un projet de recherche en biomécanique au sein du laboratoire de
biomécanique de l’Université de Roehampton à Londres.
L’objectif de ce projet est l’étude de l’influence de l’âge sur la charge appliquée à la
colonne vertébrale humaine lors du mouvement de marche normale. Le but final
étant de pouvoir utiliser les résultats obtenus afin d’aller plus loin et ainsi expliquer
pourquoi certains groupes de personnes sont plus sensibles aux lésions et
traumatismes de la colonne vertébrale que d’autres. Cette étude fera l’objet d’un
article de recherche qui devrait normalement être publié dans une revue scientifique
à l’issue du PFE.
Tout au long de ce projet, du point de vue théorique, je serai amené à utiliser mes
connaissances en mécanique générale, dynamique, cinématique, modélisation ainsi
qu’en calcul numérique avec l’utilisation de Matlab. Une partie pratique est aussi très
attendue puisque je vais avoir l’occasion d’utiliser du matériel de mesure tel que des
accéléromètres, une plateforme de force, capteurs EMG (électromyographie) et
encore d’autres outils mis à ma disposition pour les expériences au sein du
laboratoire. N’ayant que très peu de connaissances en anatomie et en biomécanique
j’assisterai également à des cours donnés aux étudiants de l’Université par mes deux
tuteurs.
Le présent rapport vise à rendre compte du travail réalisé tout au long du PFE. On
retrouvera dans un premier temps la problématique avec les problèmes cliniques liés
aux surcharges de la colonne vertébrale, la présentation du modèle retenu pour
l’étude ainsi que son paramétrage dynamique et géométrique. L’objectif étant de
déterminer le moment résultant que l’on retrouve à la liaison L5/S1 entre la vertèbre
lombaire L5 et la vertèbre sacrale S1. L’étude sera faite en 3D selon les trois plans
anatomiques (Frontal, Sagittal et Horizontal) lors d’un mouvement de marche
normale. Nous passerons ensuite à la partie pratique du projet qui consiste à réaliser
les essais sur des modèles humains de différentes catégories « Jeune » et « Âgée ».
Puis, nous pourrons analyser les résultats obtenus suite aux essais réalisés, et nous
proposerons ensuite d’aller plus loin en essayant de déterminer la raideur et
l’amortissement du modèle.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 7 III.
Présentation de l’Université:
A. L’Université de Roehampton:
Fig 1: Université de Roehampton: Whitelands College
L’université de Roehampton est une Université anglaise publique située au sudouest de Londres. Elle a été fondée en 1841 et possède aujourd’hui plus de 8535
étudiants dont 6720 étudiants en Licence (Undergraduates) et 1810 en Master
(Postgraduates).
Elle a une réputation solide en Angleterre et une croissance rapide en rapport avec
la qualité de l’enseignement et de la Recherche. L’Université est financièrement
saine,
bien
gérée
avec
une
motivation
claire
et
des
valeurs.
Les chercheurs de l’Université travaillent dans des disciplines variées comme
l’Anthropologie, la Biologie Aquatique, la Biomécanique ainsi que les Sciences du
Sport
et
de
la
Santé.
ère
En 2008 elle a été classée 1 du pays par la RAE (Research Assessment Exercise)
et une quantité significative des travaux de recherche ont été évalués comme
internationalement excellent.
B. Le Laboratoire de Biomécanique:
Le groupe de recherche du Laboratoire de Biomécanique de l’Université est
engagé à poursuivre l’excellence dans le domaine du Sport et de la Santé. Leur
panel d’activité s’étend aux sciences locomotrices, à l’exercice dans des
environnements extrêmes, le vieillissement, l’activité physique et la psychologie des
blessures sportives. Le groupe de recherche est supporté par des installations très
généreuses avec du matériel de pointe dans le domaine et un personnel technique
compétent
et
dévoué.
On retrouve au sein du Laboratoire le célèbre VICON, Système d'analyse de
mouvement optique avancée. C’est un système d'analyse du mouvement, avec de
multiples caméras à haute résolution et un logiciel de gestion vidéo.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 8 Le Laboratoire possède aussi des plateformes de forces KISTLER. Trois plaques de
mesure sont montées dans le plancher d'une manière flexible et peuvent être
utilisées pour mesurer les forces de réaction au sol en trois dimensions.
Il est également équipé de plusieurs types de capteurs EMG (Électromyogramme),
accéléromètres
et
capteurs
de
mouvements
électromagnétiques.
Fig 2: Laboratoire de Biomécanique 1.
Fig 3: Laboratoire de Biomécanique 2.
C. L’équipe du projet de recherche:
Durant mon projet de fin d’études, j’ai intégré une équipe de recherche composée de
deux chercheurs et docteurs en Biomécanique de l’Université.
•
Dr Jin LUO
Le Dr Jin Luo a obtenu son doctorat en génie mécanique à l'Université de Dublin
en 2004 (Titre: Développement d'un vibrateur de tendon musculaire et son
application dans le développement en force et en puissance). Il a ensuite travaillé
comme associé de recherche au département d'anatomie de l'Université de Bristol
de 2005 à 2010. Il a rejoint l'Université de Roehampton en mai 2010.
Ses Intérêts de recherche actuels concernent l'effet du vieillissement et de
l'ostéoporose sur les propriétés et le fonctionnement mécaniques de la colonne
vertébrale humaine, mais aussi l'utilisation de détecteurs de mouvement afin
d'évaluer quantitativement la charge mécanique de l'activité physique sur le système
musculo-squelettique.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 9 •
Dr Raymond LEE
Le Docteur Raymond Lee est le directeur du centre de recherche en sciences du
sport à l’Université de Roehampton. En 1989, il a remporté la bourse du Conseil
britannique en terminant son doctorat en bio-ingénierie à l'Université de Strathclyde,
Glasgow. Il a également été récompensé par l’Association of Commonwealth
Universities Development Fellowship, qui a soutenu ses travaux de recherche au
King’s College de Londres. Il a occupé divers postes universitaires au Royaume-Uni,
à Hong Kong et en Australie au cours des deux dernières décennies. Avant de
joindre à l’Université de Roehampton, il a été professeur à l'Université de Brighton.
Les principaux domaines de recherche du professeur Lee se situent en
biomécanique de la colonne vertébrale, cinématique et dynamique des mouvements
humains. Ses recherches contribuent à élucider les mécanismes sous-jacents
biomécaniques des lésions du dos telles que l'ostéoporose et le vieillissement de la
colonne vertébrale. Il a développé une utilisation novatrice des technologies de suivi
de mouvement pour le contrôle de la posture de la colonne vertébrale ainsi que
l'activité physique et les chutes chez les personnes âgées. Il est particulièrement
intéressé pour étudier comment l'activité physique et l'exercice peuvent affecter la
santé musculo-squelettique et le vieillissement de la colonne vertébrale.
D. Cours de Biomécanique:
Tout au long de mon PFE, j’ai pu assister aux cours dispensés par mes deux
tuteurs. J’ai pu intégrer la classe des étudiants en Master de Biomécanique afin
d’améliorer mes connaissances dans ce domaine, mais aussi combler mes lacunes
en anatomie humaine. Ces cours m’ont été d’une grande aide et m’ont permis de
mieux comprendre mon sujet de recherche.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 10 IV.
Rappels anatomiques:
Avant d’aller plus loin dans la description du projet et afin de mieux le
comprendre, il est essentiel de connaître quelques bases en anatomie humaine.
Notamment les plans et axes anatomiques, les noms des différentes parties du corps
humain et certaines abréviations employées.
A. Axes et plans anatomiques:
Fig 4: Axes Anatomiques.
Fig 4’: Plans Anatomiques.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 11 B. Segments corporels et articulations principales du corps humain:
Fig 5:Segments et articulations du corps humain.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 12 V.
Problème Clinique:
Le projet est axé sur la colonne vertébrale et plus précisément l’étude de la
charge qui est appliquée à la colonne vertébrale et aux muscles lombaires lors d’un
mouvement de marche simple. Cette étude devrait permettre de mieux comprendre
pourquoi certaines lésions apparaissent plus facilement chez certains groupes de la
population (personnes jeunes, âgées, en bonne santé ou en surpoids).
La colonne vertébrale, fondation du squelette, est un empilement d'os articulés
appelés vertèbres. Elle est le support du dos des vertébrés, notamment des
mammifères. C'est sur la colonne vertébrale que sont fixées les côtes. Elle abrite
également la moelle spinale (ou moelle épinière). On retrouve entre deux vertèbres
des disques intervertébraux. Il y en a 23 en tout. Un disque intervertébral comprend
un anneau de cartilage fibreux ayant en son centre un noyau gélatineux. Ces
disques sont plutôt élastiques et contribuent ainsi à l'amortissement des chocs. Le
noyau
est
constitué
d'environ
80
%
d'eau.
Chez l'Homme, la colonne supporte la tête et transmet le poids du corps jusqu'aux
articulations de la hanche.
Elle est composée de 24 vertèbres (ou de 33 si on compte les vertèbres sacrococcygiennes soudées): sept vertèbres cervicales, douze thoraciques et cinq
lombaires (plus cinq sacrées et quatre coccygiennes).
Fig 6-7-8: Modèle colonne vertébrale.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 13 Fig 9: Schéma colonne vertébrale.
La colonne vertébrale est courbée dans le plan sagittal médian, selon un plan frontal.
Elle présente deux courbures primaires (concaves en avant), aussi appelées
cyphoses, au niveau des rachis thoracique et sacré, ainsi que deux courbes
secondaires (concaves en arrière) appelées lordoses au niveau des rachis cervical et
lombaire.
C. Ostéoporose:
Si le squelette du corps humain se
construit et acquiert sa résistance durant
l'enfance, l'os n'est pas pour autant une
matière inerte. Bien au contraire. Ce tissu
vivant se régénère tout au long de notre vie
grâce à un processus de destructionreconstruction.
Jusqu'à
25
ans,
la
construction prédomine; entre 25 et 50 ans,
destruction et construction s'équilibrent; audelà de 50 ans, la destruction prend le
dessus. Les os ne se régénèrent plus,
deviennent plus fragiles et c'est tout notre
squelette qui se retrouve fragilisé.
Fig 10: Schéma ostéoporose.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 14 La fragilisation des os est donc un processus naturel dû
au vieillissement, mais passé un certain degré, on parle
d'ostéoporose. Ce qui signifie littéralement " os poreux ".
Cette affection est donc une dégénérescence des os qui
deviennent de plus en plus poreux, plus fragiles et donc
plus susceptibles de se casser. L'ostéoporose est de
plus, une maladie silencieuse qui ne devient
douloureuse que s'il y a fracture.
Elle ne doit cependant pas être prise à la légère, car les
conséquences peuvent être graves avec des fractures
vertébrales pouvant conduire à de graves handicaps et
à
une
perte
d'autonomie. Fig 11: Colonne et ostéoporose.
Bien que cette maladie se retrouve principalement chez les femmes ménopausées
de plus de 50ans, les hommes peuvent aussi être touchés par cet affaissement de la
colonne vertébrale. Les os devenant de moins en moins résistants à la compression
due à leur porosité trop élevée, la colonne devient de plus en plus faible et ne peut
alors plus supporter des charges importantes sous risque de fracture.
D. Cyphose - Lordose et Scoliose:
•
Cyphose - Lordose :
Dans le plan sagittal, la colonne
vertébrale n'est pas parfaitement droite. Elle
suit un profil courbé: l'arrondi du dos est
appelé la cyphose dorsale et le creux des
reins est appelé la lordose lombaire. La
courbure lombaire peut être anormalement
excessive (hyperlordose) ou effacée, voire
inversée (cyphose lombaire). L'hyperlordose
lombaire peut être constitutionnelle ou
compenser un dos rond. Elle peut apparaître
au fil des années quand les muscles
abdominaux sont défaillants et le ventre
proéminent.
•
Scoliose :
Fig 12: Courbures colonne vertébrale.
Dans le plan frontal, la colonne vertébrale est normalement droite ; quand elle
est incurvée en S, on parle de scoliose.
Les anomalies de courbures découvertes chez l'enfant risquent de s'aggraver
pendant la croissance. À l'âge adulte, elles se stabilisent et le préjudice est
essentiellement esthétique. En revanche, à long terme, l'arthrose vertébrale risque
de s'installer, favorisée par la mauvaise répartition des charges sur la colonne.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 15 E. Hernie discale (Prolapsus vertébral):
Avec l’âge, les problèmes d’hernie discale deviennent de plus en plus importants
chez beaucoup de sujets. La colonne lombaire et la colonne cervicale sont
particulièrement affectées. Des altérations dégénératives au niveau des disques
intervertébraux et des tissus vertébraux avoisinants sont principalement
responsables
de
cette
affection.
En cas d’hernie discale, une partie du contenu discal (noyau) se déplace et pénètre
dans le tissu conjonctif avoisinant. La masse gélatineuse s’échappe alors pour venir
comprimer la moelle épinière ou les racines nerveuses.
La protrusion est un stade préliminaire de la hernie discale. En raison d’un
affaiblissement de l’anneau fibreux, celui-ci subit la pression du noyau et se bombe
pour forme une protubérance vers l’extérieur de la colonne vertébrale. L’anneau
fibreux reste toutefois intact. Par contre, il peut dans certains cas entraîner des
troubles
neurologiques.
Les surcharges mécaniques de la colonne vertébrale sont les causes les plus
fréquentes des hernies discales telles que la surcharge pondérale, la grossesse ou
encore le port de charges de manière chronique et inappropriée.
Fig 13-14-15: Hernie discale (Prolapsus vertébral).
F. Conclusion:
Toutes ces maladies peuvent être engendrées par des charges mécaniques trop
importantes appliquées sur la colonne vertébrale d’un individu. Certains facteurs
comme l’âge, le sexe, la taille, la corpulence et encore la condition physique influent
beaucoup
sur
ce
type
de
lésions.
Avec notre étude nous espérons améliorer nos connaissances concernant la charge
appliquée à la colonne vertébrale et aux muscles lombaires lors du mouvement de
marche simple. Si les résultats s’avèrent être concluants, nous pourrions pousser
notre modèle plus loin et envisager de le tester dans des conditions plus agressives
pour la colonne qu’une simple marche. De plus, la notion d’équilibre du tronc sera
aussi analysée. Cela devrait nous permettre de mieux comprendre les accidents
graves dus aux pertes d’équilibre et chutes des personnes âgées.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 16 VI.
Le corps humain d’un point de vue mécanique :
A. Équilibre et posture: Marche contre Position « debout ».
La marche de l’homme en tant que bipède est un réel défi d’équilibre pour le
centre du système nerveux et ne peut être comparée à la tâche contrôlant l’équilibre
lorsque l’être humain se tient simplement debout. L’homme est mécaniquement
constitué de liaisons pivots et rotules des pieds à la tête en passant par les chevilles,
les genoux et les hanches. Il est donc instable par nature. C’est le centre du système
nerveux qui en activant certains muscles va permettre à l’homme de garder son
équilibre en position debout. Des études réalisées sur l’équilibre et la posture durant
une position « debout » stable ou perturbée ont montré une dominance au niveau de
l’activité des muscles des chevilles (plantarflexors/dorsiflexors) dans la direction
« antéro-postérieur » et au niveau des hanches avec les muscles des abducteurs et
adducteurs dans la direction « médio-latéral ». En sachant que l’objectif est de
maintenir le centre de gravité du corps dans la zone d’équilibre, cela n’est pas
surprenant puisqu’il s’agit des articulations à la base de l’édifice et supportant
l’ensemble
du
corps
humain.
En revanche, cette affirmation n’est plus acceptable lorsque la marche commence.
La marche est considérée comme une suite de déséquilibre volontaire du centre de
gravité. En effet, afin d’accélérer notre centre de gravité vers l’avant, nous devons
volontairement initier le début d’une chute pour faire sortir le centre de gravité de la
zone d’équilibre. L’inverse est également vrai puisqu’à la fin du mouvement nous
devons ralentir le centre de gravité pour le faire retourner dans la zone d’équilibre et
ainsi retrouver une certaine stabilité statique.
Fig 16: Trajectoire CoG durant la marche.
Le deuxième aspect très important lors de la marche concerne le fait que la
répartition de la masse est telle que deux tiers de la masse de la tête, des bras et du
tronc sont contenus au-dessus du sol aux deux tiers de la taille du corps. On a donc
un pendule inversé intrinsèquement instable si l’on considère le couple engendré par
1
l’ensemble HAT (Tête, Bras, Tronc) et la trajectoire vue ci-dessus. (Source )
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 17 B. Modèle du pendule inversé:
D’après la description que nous venons de voir concernant l’analyse de la
position d’équilibre debout et de la marche du corps humain, l’étude de l’équilibre
statique et dynamique du HAT (Head Arm Trunk) dans le plan sagittal et le plan
frontal doit être réalisée en utilisant le modèle du pendule inversé.
Fig 17: Modèle humain pendule inversé.
En biomécanique, les modèles de larges segments tels que celui du HAT sont basés
sur l’équilibre d’une articulation libre dans l’espace. La figure ci-dessus nous montre
le modèle du HAT dans le plan sagittal, plan de progression de la marche, de façon à
ce que la rotation se fasse au niveau de l’articulation des hanches.
Dans notre cas, compte tenue des moyens de mesure mis à disposition nous
considèrerons que la rotation à lieu au niveau de l’articulation de la vertèbre lombaire
L5 et de la vertèbre sacrale S1. La colonne vertébrale étant composée de plusieurs
vertèbres articulées chacune d’une très faible amplitude, si l’on additionne toutes ces
amplitudes et ce quelque soit le plan considéré, on peut admettre que le tronc est un
corps rigide articulé d’une liaison rotule à la jonction L5/S1.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 18 VII.
Étude dynamique du modèle retenu:
A. Présentation du modèle étudié (HAT):
Pour le modèle étudié nous avons retenu le la modélisation de type HAT (Head
Arm Trunk) qui consiste à considérer la tête encastrée avec le tronc ainsi que deux
bras tendus articulés par des liaisons rotules au centre des deux épaules. Ce modèle
basé sur trois corps rigides articulés est un modèle très simplifié comparé au modèle
réel de l’être humain. Le corps humain étant très complexe, en biomécanique on se
ramène toujours au modèle le plus simple possible (sans pour autant être aberrent),
car les moyens mis à disposition pour les expériences et collectes de données sont
très souvent limités. Pour le projet, nous disposons uniquement de 4 accéléromètres
ce qui justifie le choix de 3 corps rigides (1 capteur à l’origine L5/S1 et trois autres
sur chaque centre de masse des corps).
• Plan Sagittal : Modèle HAT avec bras tendus.
Le point O représente le
centre
de la liaison L5/S1.
On
représente ici la
rotation
autour de l’axe Z
(Transversal).
Fig 18: Dynamique du plan sagittal.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 19 •
Plan Frontal : Modèle HAT avec bras tendus.
Le point O représente le
centre
de la liaison L5/S1.
On représente ici la
rotation
autour de l’axe X
(Antéro-postérieur).
Fig 19: Dynamique du plan frontal.
•
Plan Horizontal : Modèle HAT avec bras tendu.
Le point
O représente le
centre
de la liaison L5/S1.
On représente
ici la
rotation
autour
de l’axe Y
(Longitudinal).
Fig 20: Dynamique du plan horizontal.
Les forces 𝑅!"#,!,! représentent les forces résultantes au niveau des articulations
des épaules induites par les forces 𝑅!",! ! que l’on retrouve sur chacun des bras.
Idem pour les couples 𝑀!"#,!,! .
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 20 B. Application de la 2ème et 3ème loi de Newton à notre modèle :
En appliquant la 2ème et 3ème loi de Newton à notre modèle on peut obtenir les
équations des moments résultants agissant au centre le la liaison L5/S1 selon les 3
plans. On parle ici de moments résultants regroupant l’ensemble des actions des
nombreux muscles présents à la ceinture abdominaux-lombaires :
𝑍 : 𝑀!" = 𝐼!" 𝛼 − 𝑅! 𝑋! − 𝑋! + 𝑅! 𝑌! − 𝑌! + 𝑅!!! 𝑋!! − 𝑋! − 𝑅!!! 𝑌!! − 𝑌!
+ 𝑅!!! 𝑋!! − 𝑋! − 𝑅!!! 𝑌!! − 𝑌! − 𝐼!!! 𝛼! + 𝑅!! 𝑋!! − 𝑋!!
− 𝑅!! 𝑌!! − 𝑌!! − 𝐼!!! 𝛼! + 𝑅!! 𝑋!! − 𝑋!! − 𝑅!! 𝑌!! − 𝑌!! 𝑋 : 𝑀!" = 𝐼!" 𝛽 + 𝑅! 𝑍! − 𝑍! − 𝑅! 𝑌! − 𝑌! − 𝑅!!! 𝑍!! − 𝑍! + 𝑅!!! 𝑌!! − 𝑌!
− 𝑅!!! 𝑍!! − 𝑍! + 𝑅!!! 𝑌!! − 𝑌! − 𝐼!!! 𝛽! − 𝑅!! 𝑍!! − 𝑍!!
+ 𝑅!! 𝑌!! − 𝑌!! − 𝐼!!! 𝛽! − 𝑅!! 𝑍!! − 𝑍!! + 𝑅!! 𝑌!! − 𝑌!! 𝑌 : 𝑀!" = 𝐼!" 𝜑 − 𝑅! 𝑍! − 𝑍! + 𝑅! 𝑋! − 𝑋! + 𝑅!!! 𝑍!! − 𝑍! − 𝑅!!! 𝑋!! − 𝑋!
+ 𝑅!!! 𝑍!! − 𝑍! − 𝑅!!! 𝑋!! − 𝑋! − 𝐼!!! 𝜑! + 𝑅!! 𝑍!! − 𝑍!!
− 𝑅!! 𝑋!! − 𝑋!! − 𝐼!!! 𝜑! + 𝑅!! 𝑍!! − 𝑍!! − 𝑅!! 𝑋!! − 𝑋!! Les coordonnées utilisées pour le calcul des moments sont exprimées dans le repère
« Sacrum » dont l’origine est située à la jonction de la liaison de la vertèbre lombaire
L5 et de la vertèbre sacrale S1.
D’un point de vue mathématique, les équations des trois plans sont strictement
identiques. Seules les valeurs vont être différentes et changer en fonction du
positionnement des centres de masses du corps. On retrouve trois différents types
d’actions représentés dans les équations: Les moments d’inertie dus aux
accélérations des trois corps, les moments gravitationnels dus à l’accélération de la
pesanteur et le dernier terme présent est celui engendré par le fait que les centres
des articulations subissent une accélération.
Une fois que nous avons les trois moments résultants, nous sommes en mesure de
voir quels sont les couples agissant sur la stabilité du tronc (gravitation, accélération
et réactions aux liaisons), mais aussi d’observer comment le centre du système
nerveux reconnaît et contre ces perturbations avec les moments résultants 𝑀!",!,!
selon les trois plans.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 21 VIII.
Approche géométrique du modèle:
Nous venons de voir que pour pouvoir déterminer les trois moments résultants du
HAT, il est nécessaire de connaître la position de tous les points d’intérêt, et ce, à
chaque instant. Nous avons donc dû développer un procédé de calcul géométrique
de ces points en fonction du matériel mis à disposition. Les quatre accéléromètres
font office de gyroscope et peuvent que nous donner les angles d’inclinaisons des
parties du corps concernées en fonction de trois axes, mais pas leurs propres
coordonnées dans l’espace. Le système Fastrak nous permet de digitaliser ces
points dans son propre repère et uniquement à l’instant t=0 qui correspond à la
position
initiale
stationnaire
du
modèle.
Nous devons donc trouver un moyen théorique pour suivre et prédire la position de
chacun de ces points tout au long de l’expérience. La méthode dite « des matrices »
2
(Source ) semble la plus élégante, mais surtout la plus appropriée à notre problème.
Pour cela, il faut dans un premier temps poser certaines hypothèses. On considère
que chaque partie du HAT est indéformable et que les distances sont constantes
entre chaque partie. De plus, on est forcé d’admettre que les centres de masses de
chaque corps se situent au niveau de la surface de la peau du modèle puisque nous
ne sommes pas en mesure de positionner les capteurs à l’intérieur des différents
corps.
A. Création des repères « Global » et « Sacrum »:
Nous avons vu que le système Fastrak nous permet de déterminer la position de
points dans l’espace en les exprimant dans son propre repère. Pour pouvoir utiliser
ces données, nous devons effectuer un changement de base et les exprimer dans le
repère du « Sacrum » afin d’être en accord avec les équations de la dynamique
déterminées précédemment. Pour connaître l’orientation de ce dernier, nous devons
également créer le repère « Global » qui est le repère de référence des
accéléromètres.
•
Repère « Global » :
En palpant trois points appartenant au plan sur lequel sont alignés les
capteurs, nous pouvons créer une base orthonormée directe. On palpe en premier le
point (P1) servant à créer l’origine du repère, puis deux points appartenant aux axes
du nouveau repère (P2 et P3).
Avec les coordonnées de ces points, nous sommes en mesure de déterminer
l’orientation de ce nouveau repère par rapport au repère « Fastrak » et donc de créer
sa matrice de rotation.
𝚤=
∆!!!!
∆!!!!
𝑘=
𝑖 ∧ ∆!!!!
𝑖∧ ∆!!!!
𝚥 =𝑘∧𝚤
𝑅 = 𝚤, 𝚥, 𝑘
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 22 •
Repère « Sacrum »
L’orientation du repère « Sacrum » est obtenue à l’aide des angles d’Euler
suivant la séquence de rotation « ZY’X’’ ». En créant une fonction Matlab appelée
« RPY2R » (en se servant des cosinus directeurs), il nous suffit de rentrer les angles
Roll, Pitch et Yaw (respectivement Roulis, Tanguage, Lacet) propres au capteur
placé au niveau de la jonction L5/S1 afin d’obtenir la matrice de rotation associée.
3
(Source )
B. Expression de tous les points dans le repère « Sacrum » à l’instant t=0:
L’instant t=0 correspond à la position « debout » et stationnaire du modèle. Il est
nécessaire de connaître les coordonnées de tous les points à cet instant précis pour
pouvoir ensuite déterminer la position de chaque corps durant la phase de
mouvement de l’expérience.
On transfert d’abord tous les points digitalisés du repère « Fastrak » au repère
« Global » puis du repère « Global » au repère « Sacrum » à l’aide des deux
matrices de rotations déterminées précédemment.
Le point G2 représente le
centre de masse du tronc,
les flèches vertes les
transformations à réaliser.
Les repères « Fastrak »,
« Global » et « Sacrum »
sont aussi représentés.
Fig 21: Transfert de coordonnées au repère « Sacrum ».
Exemple pour la détermination du point 2 (Tronc). Passage du repère « Fastrak » au
repère « Global » :
• [𝑃!! ] = Position du centre de masse du tronc dans le
𝑋!!
𝑋! − 𝑋!
repère « Global ».
𝑌!! =
𝑌
−
𝑌
.
!
!
𝑥𝑦𝑧
• [𝑃! ] = Position du repère « Global » dans le repère
𝑍!!
𝑍! − 𝑍!
« Fastrak ».
• !𝑅𝐺!"# ! = Matrice de rotation permettant de passer du
repère « Fastrak » au repère « Global ».
• [𝑃! ] = Position du centre de masse du tronc dans le
repère « Fastrak ».
𝑅𝐺
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 23 Il faut ensuite réaliser cette transformation pour chacun des points puis recommencer
de la même manière pour transférer tous les points du repère « Global » au repère
« Sacrum ».
Le modèle sera donc entièrement connu géométriquement et nous pouvons à
présent chercher à déterminer la position des points d’intérêt à chaque instant t=T du
mouvement.
C. Expression de tous les points dans le repère « Sacrum » à l’instant t=T:
L’instant t=T correspond à tout instant durant la phase de mouvement de
l’expérience. Il est indispensable de connaître la position de chaque point à chaque
instant afin d’assurer un résultat correct pour la valeur des moments résultants.
Puisque nous avons posé l’hypothèse de longueur des segments du HAT constante
dans le temps, nous pouvons ici aussi utiliser la méthode « des matrices » pour
résoudre le problème.
Nous allons ici développer le calcul propre à la position du centre de masse du bras
gauche. La démarche est identique pour les autres points.
Le point G2 représente
le centre de masse du
tronc, le point S5 le
l’articulation de l’épaule
gauche et le point G3 le
centre de masse du bras
gauche
Fig 22: Expression des coordonnés du bras gauche.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 24 La première étape consiste à exprimer la position du bras par rapport à l’épaule, il
s’agit d’une étape intermédiaire obligatoire. Toutes les coordonnées pour cette étape
sont des à l’instant t=0. Cela nous permet de déterminer la distance entre le bras et
l’épaule qui sera constante durant toute la durée du test.
𝑋!!
𝑌!! =
𝑍!!
𝑅𝐴𝑆0𝑥𝑦𝑧
−1
𝑋!! − 𝑋!!
. 𝑌!! − 𝑌!!
𝑍!! − 𝑍!!
• [𝑃!! ] = Position du centre de masse du bras dans
le repère « Sacrum » (t=0).
• [𝑃!! ] = Position du centre de l’épaule dans le
repère « Sacrum » (précédemment
déterminée (t=0)).
• !𝑅𝐴𝑆0!"# ! = Matrice de rotation permettant de
passer du repère « Bras » au repère
« Sacrum » (t=0).
• [𝑃!! ] = Position du centre de masse du bras
gauche dans le repère « Epaule » (t=0).
Ensuite, on peut exprimer la position du centre de masse du bras dans le repère
« Sacrum » en se servant des paramètres à l’instant t=T qui sont la matrice de
rotation du repère « Bras » vers le repère « Sacrum », la position de l’épaule et la
position du centre de masse du bras (constante à t=0 et t=T) dans le repère
« Sacrum ».
𝑋!! ′
𝑋!! ′
𝑌!! ′ = 𝑌!! ′ +
𝑍!! ′
𝑍!! ′
𝑅𝑆𝐴
𝑋!!
𝑥𝑦𝑧 . 𝑌!! 𝑍!!
• [𝑃!! ′] = Centre de l’épaule gauche dans le repère
« Sacrum » (T=t).
• [𝑃!! ′] = Centre de masse du bras gauche dans le
repère « Sacrum » (t=T).
• !𝑅𝑆𝐴!"# ! = Matrice de rotation permettant de
passer du repère « Bras » au repère
« Sacrum » (t=T).
• [𝑃!! ] = Position du centre de masse du bras
gauche dans le repère « Epaule ».
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 25 IX.
Propriétés de masses et d’inerties du modèle:
Afin de paramétrer complètement notre modèle numérique et le rendre le plus
fidèle possible, nous devons lui intégrer des propriétés de masses et d’inerties. En
effet, chaque corps composant le HAT possède ses propres propriétés. Un tel
modèle est très difficile à paramétrer. Il est impossible de déterminer les paramètres
réels pour chaque participant. Il existe en revanche des tables établies suite à de
nombreux travaux de recherches avec lesquelles il nous est possible d’approximer
les
propriétés
de
masses
et
d’inerties.
Pour notre étude, nous nous sommes inspirés de tables trouvées dans la littérature
4 5
(Source et ) afin de paramétrer chaque modèle propre aux participants.
Les tables de V.Zatsiorsky correspondent parfaitement à notre cas et sont très
simples d’utilisation. Il y traite les masses, les inerties et les caractéristiques
géométriques de chaque segment du corps humain. On retrouve dans ses tables
une équation propre à chaque table et ses coefficients de multiples régressions pour
l’estimation de chaque caractéristique.
En recréant les différentes tables sur Excel il devient alors très facile de déterminer
toutes les propriétés des parties du corps et ainsi les appliquer au modèle Matlab.
Fig 23: Table « Prédiction des masses ».
On retrouve ci-dessus la table Excel nous permettant de déterminer la masse de
chaque partie du HAT. L’équation de régression fait intervenir des paramètres de la
table (B0,B1,B2), mais également des paramètres propres à l’individu qui sont le
poids
(X1)
et
la
taille
(X2).
Chaque paramètre fonctionne de la même façon, on peut donc obtenir la position du
centre de gravité, les inerties transverses, longitudinales et antéro-postérieures de
chaque partie du HAT. Pour déterminer ces paramètres propres aux deux bras ainsi
qu’au tronc on applique par exemple pour le centre de gravité un calcul de
barycentre et pour les inerties le théorème de Huygens (voir ci-dessous). Pour
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 26 réaliser ces transformations, il faut impérativement connaitre les mensurations de
toutes les parties du HAT.
Fig 24: Détermination des inerties des corps.
On peut alors récupérer toutes les données utiles pour les équations du modèle
numérique, mais aussi pour savoir exactement ou se trouve les centres de masses
des différents corps du HAT et ainsi placer tous les capteurs pour préparer la phase
de test.
Fig 25: Propriétés géométriques et d’inerties d’un modèle.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 27 X.
Présentation des capteurs et matériel utilisé:
A. InterSense Wireless InertiaCube3TM
Les capteurs InertiaCube3 sont des accéléromètres constitués d’une pièce
monolithique à base de systèmes micro-électro-mécaniques (MEMS), une
technologie ne comportant pas de rouets qui pourraient générer du bruit, des forces
d'inertie ou des défaillances mécaniques. Ils sont donc considérés comme précis et
fiables dans le milieu de la recherche en biomécanique. Ils sont sans fil et peuvent
atteindre une portée de 25m. De plus, ces capteurs peuvent mesurer simultanément
9 propriétés physiques (Angles Tangage / Roulis / Lacet en degrés, Temps en
millisecondes, Qualité du signal en %, Qualité de la communication en %, Vitesses
angulaires Tangage / Roulis / Lacet en degrés/seconde, Accélérations linéaires x / y /
z en mètres/seconde/seconde et la correction du compas prolongée en degrés).
Fig 26: Capteurs InterSenseTM
Avec les capteurs sont fournis plusieurs logiciels de réglages et de récupération des
données. On retrouve IServer qui nous permet de connecter tous les capteurs à
l’ordinateur servant d’interface et qui nous permet aussi une configuration complète
de ces derniers. ISDemo offre une visualisation de l’orientation de chacun des
capteurs dans l’espace y compris la valeur des angles d’Euler selon la séquence
ZY’X’’ et nous autorise à réinitialiser ces trois angles pour créer une nouvelle base.
ISPlot est un utilitaire graphique qui permet de tracer en direct les courbes des
données voulues. Il peut également enregistrer sous format .Log toutes les données
afin de les exporter vers Excel ou Matlab.
Lors de l'utilisation des capteurs InterSense et en particulier des gyroscopes, il faut
obligatoirement savoir à quel repère correspondent les données pour pouvoir utiliser
les angles d’Euler. Dans notre cas, nous avons décidé créer notre propre repère
appelé "repère global". Après avoir connecté tous les capteurs au récepteur et
l'ordinateur, avec l'application ISDemo nous avons réinitialisé tous les angles des
capteurs et ainsi créé un nouveau repère. Bien sûr, l’on veut que chacun des
capteurs soit relatif à cette même référence, ils doivent tous être alignés sur un
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 28 même plan. Il suffira de les plaquer verticalement contre le morceau de bois que l’on
peut voir sur la photo ci-dessous.
Fig 27: Plan et référence d’alignement des capteurs.
Avec cette méthode, nous sommes en mesure de connaître l'orientation exacte de
ce nouveau repère, mais aussi l'orientation de tous les capteurs en utilisant les
données des angles d'Euler en construisant la matrice de rotation associée.
Fig 28: Orientation du repère propre des capteurs.
Fig 29: Matrice des cosinus directeur avec séquence d’Euler ZY’X’’.
Après la création du nouveau cadre, on peut alors positionner les capteurs sur la
partie du corps souhaitée à l’aide d’un ruban adhésif double-face spécifique.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 29 B. FastrakTM – Polhemus
L’outil FastrakTM est un capteur 6DOF et il est le système de suivi de
mouvements électromagnétiques le plus précis disponible. Très souvent utilisé dans
le domaine de l’animation et effets spéciaux de film, c'est une solution parfaite pour
calculer avec précision la position et l'orientation dans l'espace. Le capteur/pointeur a
une plage de fonctionnement d'environ 1m avec la source de réception.
Fig 30: Système Fastrak.
Fig 31: Source et palpeur Fastrak.
Le système FastrakTM est équipé d'une interface « GUI » (Graphical User Interface)
qui vous permet de numériser différents points de l'espace et de déterminer leur
positionnement par rapport à la source de réception. Sur l'écran de l’ordinateur
connecté, on peut lire les coordonnées XYZ et l'orientation (Tangage / Roulis /
Lacet).
Fig 32: Interface Fastrak.
Encore une fois, ces données peuvent être sauvegardées dans un fichier .Log afin
de
les
exporter
sur
Matlab
ou
Excel.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 30 Pour notre modèle numérique, nous avons besoin de connaître la position de la
jonction L5/S1, du centre de masse du tronc, du centre des deux épaules et le centre
de masse des deux bras. Avec toutes ces coordonnées, nous serons en mesure de
construire le modèle dynamique et de prévoir le positionnement de chaque partie du
HAT
pendant
la
phase
de
test.
Afin d'augmenter la précision lors de la numérisation, une sonde de bois est fixée sur
le récepteur. Par conséquent, nous ne pouvons pas utiliser directement les
coordonnées indiquées sur l'écran. Nous devons tenir compte de la géométrie de la
sonde en bois et transférer les coordonnées numérisées:
Fig 33: Caractéristiques palpeur.
𝑋!"#$
𝑋!"
𝑌!"#$ = 𝑌!" +
𝑍!"#$
𝑍!"
𝑅
•
•
𝑋!"#$%
•
𝑃𝑟𝑜𝑏𝑒 . 𝑌!"#$% 𝑍!"#$%
•
Fig 34: Orientation repère Fastrak.
[𝑃!"#$ ] = Position réelle du point numérisé dans le repère Fastrak.
[𝑃!" ] = Position affichée sur l'interface du logiciel (centre
électrique).
[𝑅!"#$% ] = Matrice de rotation de l'orientation de la sonde relative
au repère FT.
[𝑃!"#$% ] = Dimension de la sonde par rapport au point d'intérêt
(centre électrique) du capteur.
Quand nous avons configuré les capteurs InterSense, nous avons déjà créé un
nouveau repère en les alignant et en réinitialisant tous les angles. Toutefois, pour le
calcul du modèle dynamique, nous devons transférer les coordonnées du HAT au
« repère global » utilisé par les capteurs InterSense. Par conséquent, nous devons
numériser certains points de ce nouveau repère afin de déterminer son orientation
par rapport à la source Fastrak sa matrice de rotation. En numérisant 3 points dans
le plan utilisé pour la remise à zéro des capteurs, avec Matlab, nous pouvons créer
ce nouveau cadre et connaître toutes ses coordonnées ainsi que son orientation
dans l’espace.
L’étape de numérisation des points du corps humain est une partie statique du test.
Le participant doit être placé dans la position de départ et n'est pas autorisé à se
déplacer du début de la phase de numérisation jusqu’au début de la phase de
marche. En effet, si le participant change de position ou se déplace, toutes les
données seront corrompues, et cela même s’il n’effectue qu’une faible rotation sur
lui même. Les capteurs sont très précis et par conséquent une rotation de quelques
degrés du corps après la numérisation fausserait les résultats de l'expérience. C'est
aussi pourquoi le participant doit marcher tout droit vers l'avant (dans la direction du
repère anatomique) afin de garder le modèle dans une orientation identique à celle
numérisée.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 31 C. DTS-EMG NoraxonTM
Ce sont des capteurs EMG (électromyogrammes) servant à mesurer l'activité
musculaire sur un endroit précis du corps. Les capteurs sont eux aussi sans fil tout
comme les capteurs InterSense et ont une portée de signal atteignant les 30m. Les
dispositifs EMG sont composés de deux parties et chacune d'elle doit être placée à
un endroit précis.
Fig 35: Capteurs DTS-EMG.
MyoResearchXp est le logiciel fourni avec le EMG. L'interface est très facile à utiliser.
La première étape consiste à relier le récepteur à des capteurs. On choisit ensuite
les muscles que l’on souhaite analyser et le logiciel nous guide pour le
positionnement sur le corps. Il y a tout un processus à suivre, par exemple, dans
notre cas, nous voulons mesurer l'activité musculaire lombaire. Nous devons donc
suivre la courbure des deux dernières côtes flottantes de l’avant du corps jusqu'à
atteindre le muscle lombaire sur les deux côtés.
Le but principal de l'utilisation de ces capteurs EMG est de déterminer l'activité des
muscles du bas du dos (muscles lombaires) pendant tout le processus de la marche.
Nous n'allons pas obtenir un couple en Nm ou une force en N délivrée par le muscle,
les capteurs sont uniquement capables de mesurer l'intensité de l'activité musculaire.
Cependant, le logiciel lié aux capteurs nous donne l’allure de la courbe de cette
activité. L'objectif sera de comparer l'allure des courbes données par les EMG et le
résultat du moment musculaire résultant proposé par le modèle créé sur Matlab en
utilisant les données InterSense et Fastrak. INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 32 XI.
Présentation de l’expérience et principe:
Après avoir établi un code permettant de déterminer l’inertie et la position des
différents centres de masses des patients, on peut alors commencer à réaliser les
premières expériences. Avant de valider le modèle et le protocole de mesure, il est
nécessaire de réaliser une expérience « pilote » pour récolter les premiers résultats
et
ainsi
en
discuter
de
sa
fiabilité.
Cette expérience consiste à attacher 4 accéléromètres lors d’un mouvement de
marche normale au patient. On peut ainsi, à l’aide d’une interface ordinateur/homme,
récupérer des données telles que les différentes accélérations (linéaires et
angulaires) et l’orientation des capteurs dans l’espace.
Le point O représente le
centre
de la liaison L5/S1.
On représente ici le
mouvement
d’oscillation
dans
le plan sagittal autour
de l’axe Z (Transversal).
Le point G représente le
centre de masse du Tronc et
le point G1 celui du bras
droit.
Fig 36: Position des capteurs sur le modèle retenu.
Les rectangles noirs bordés de rouge symbolisent les accéléromètres et leur
emplacement sur le modèle :
-‐
-‐
-‐
-‐
S1: Capteurs « Sacrum » à la jonction L5/S1
S2: Capteurs « Tronc au centre de masse du tronc
S4: Capteurs « Bras-Droit » au centre de masse du bras droit
S3: Capteurs « Bras-Gauche » au centre de masse du bras gauche (non visible)
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 33 Nous pouvons à présent mettre en place un protocole de mesure des coordonnées
et écrire un code correspondant sous Matlab pour chacun des points de
l’expérience :
•
Digitaliser tous les points nécessaires dans le « repère Fastrak » (Capteurs,
épaules, repère initial des capteurs).
•
Création du repère initial des capteurs nommé « repère Global » (Base [i,j,k]
orthonormée).
•
Transfert de chaque point du repère Fastrak au repère Global.
•
Transfert de chaque point du repère Global au repère L5/S1.
•
Expression du centre de masse du tronc dans le repère L5/S1 à T=0 et à T=t.
•
Expression des épaules dans le repère L5/S1 à T=0 et T=t.
•
Expression des centres de masse des bras dans le repère L5/S1 à T=0 et T=t.
Une fois ce protocole codé sous Matlab il est possible de commencer l’expérience
« pilote » afin d’obtenir les premiers résultats et valider la cohérence de notre
démarche.
La phase de test en elle même est très simple. Après s’être assuré d’avoir également
mesurer la hauteur, le poids, la circonférence de la taille et les parties spécifiques du
HAT du patient, celui-ci doit marcher à allure normale sur une distance de 20 mètres
pendant que les données de tous les capteurs sont enregistrées en vue d’être
traitées et appliquées au code Matlab.
Les résultats de l’expérience « pilote » ont été concluants et nous ont permis de
valider le modèle retenu et de commencer à recruter des patients pour réaliser de
vrais
tests
sur
différents
groupes
de
personnes.
Les résultats ont cependant montré certaines faiblesses comme une asymétrie dans
les positions XYZ des centres de masses ou encore une valeur nette du moment
résultant a priori trop élevé.
Il nous a alors semblé judicieux de changer le repère d’expression des coordonnées,
qui était au départ lié au capteur placé sur le sacrum, afin de mettre en place un
repère anatomique situé au centre des EIAS et EIPS (Épines iliaques
antéros/postérieurs supérieures). Le repère sera donc aligné avec la colonne
vertébrale et devrait atténuer l’effet d’asymétrie, mais permettrait aussi d’améliorer la
précision des coordonnées des centres de masses et par conséquent le moment
résultant. Les quatre points seront alors numérisés sur les participants afin de
pouvoir être en mesure de créer ce nouveau repère anatomique pour le calcul.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 34 Fig 37-38: PSIS-ASIS (Épines iliaques antéros/postérieurs supérieures).
Pour réaliser notre étude, nous avons dû trouver des participants aptes à passer le
test et n’ayant pas de troubles musculo-squelettiques, neurologiques ou ayant subi
une chirurgie au niveau de la colonne vertébrale. Nous avons réussi à réunir 12
candidats au total, soit 6 personnes âgées de 20 à 32 ans et 6 personnes âgées de
58 à 67 ans. Sur l’échantillon des 12 participants, deux d’entre eux ont donné lieu à
des résultats inexploitables (bruit des signaux trop élevé certainement dû à des
interférences cellulaires entre les capteurs et téléphones portables présents dans la
pièce).
Fig 39-40: Aperçu des capteurs sur modèle « jeune » et « agée » .
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 35 XII.
Résultats des expériences:
Pour réaliser notre étude, nous avons dû trouver des participants aptes à passer
le test et n’ayant pas de troubles musculo-squelettiques, neurologiques ou ayant subi
une chirurgie au niveau de la colonne vertébrale. Nous avons réussi à réunir 12
candidats au total, soit 6 personnes âgées de 20 à 32 ans et 6 personnes âgées de
58 à 67 ans. Sur l’échantillon des 12 participants, deux d’entre eux ont donné lieu à
des résultats inexploitables (bruit des signaux trop élevé certainement dû à des
interférences cellulaires entre les capteurs et téléphones portables présents dans la
pièce).
Les données des capteurs sont récupérées sous un fichier .Log qu’il faut transformer
en fichier Excel pour pouvoir les traiter. Avant de pouvoir utiliser les données, il faut
les étalonner, car, brutes, elles ne possèdent pas le même intervalle de temps. En
créant un code Matlab il est possible de reéchantillonner toutes les données ce qui
nous permet également de synchroniser toutes les valeurs des capteurs.
On peut alors ensuite intégrer les valeurs traitées au code Matlab et lancer la
simulation. Pour valider le modèle, nous avons besoin de tracer la position de
chaque centre de masse exprimé dans le nouveau repère anatomique « PSISASIS », de tracer le moment résultant selon les trois plans ainsi que l’angle
d’inclinaison du tronc. L’angle d’inclinaison du tronc est déterminé selon la méthode
utilisée dans la publication « Kinematics of rotational mobilisation of the lumbar
6
spine » de Raymond Y.W. Lee. (Source ).
Pour l’analyse des résultats, nous allons présenter les courbes d’un patient de la
catégorie « Jeune » (20-32 ans) et nous regrouperons les résultats de tous les
patients dans un tableau afin d’en avoir une vision globale et d’en faire une
comparaison. Nous nous intéresserons d’abord au positionnement XYZ du centre de
masse du tronc qui nous révèlera le mouvement suivi par le modèle, puis nous
analyserons les valeurs des moments résultants selon les trois plans et pour finir on
parlera des angles d’inclinaison du tronc selon les trois plans.
A. Positionnement du Tronc :
Ces coordonnées sont exprimées dans le nouveau repère « PSIS-ASIS » créé
après l’analyse des résultats de l’expérience « pilote ». Ils nous permettent de nous
assurer que les capteurs ont été correctement positionnés et que l’on n’a pas
d’asymétries trop importantes lors de la phase de marche. Si le modèle apparaît
« centré » alors on peut affirmer la cohérence de la valeur des moments résultants.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 36 Fig 41: Position XYZ du centre de masse du tronc.
L’orientation des axes est la même que pour les schémas du modèle présentés
précédemment (axe Y est vertical ; axe X est orienté vers l’avant; axe Z vers la droite
en formant une base directe).
On remarque que le filtrage des résultats a été correctement réalisé puisque l’on
n’observe pas de bruit sur les courbes dues aux vibrations et chocs lors du
mouvement et à l’élasticité de la peau.
Les résultats obtenus pour la position du tronc sont cohérents malgré un décalage
latéral sur l’axe Z de l’ordre de 2cm qui peut se traduire par le positionnement des
capteurs sur la peau. On observe aussi un léger phénomène de dérive que le
compas réussit à stabiliser après quelques secondes d’expériences.
Théoriquement, le signal obtenu devrait être centré (ou très proche) à zéro en
supposant que la personne n'a aucune malformation au niveau de la colonne
vertébrale (Scoliose par exemple). L'échelle présentée est réduite à la période d'essais de la 2ème à la 6ème seconde
pour un aperçu plus clair des cycles effectués. Pour l'interprétation des ces courbes
de position, l'objectif était de vérifier que l'on obtient une allure sinusoïdale qui traduit
un mouvement de pendule. On peut ici clairement observer trois cycles complets de
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 37 pendule malgré des perturbations dues aux impacts de la marche et aux vibrations
des capteurs. On peut donc valider cette étape et passer à l’analyse des moments
résultants.
B. Moments résultants appliqués au HAT:
Le mouvement de marche général s’apparente à celui d’un Culbuto qui regroupe
la globalité du mouvement selon les trois plans. Ici, nous avons la décomposition du
mouvement pour exprimer les moments résultants dans le plan frontal, dans le plan
sagittal et dans le plan horizontal.
Fig 42: Moments résultants selon les 3 plans.
On peut observer au moins 3 cycles nets d’oscillations du modèle sur une période de
4 secondes. Le profil du moment résultant semble cohérent, on peut voir un pic
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 38 positif et un pic négatif tout en ayant des perturbations liées à l’impact et chocs de la
marche, mais aussi à l’inertie des bras.
C’est dans le plan frontal que le moment est le plus faible et ce résultat était
prévisible puisque lors d’un mouvement de marche normal, l’angle d’inclinaison
relatif à ce plan reste faible et les accélérations et inerties des centres de masses
des bras sont supposer s’équilibrer. Ce qui n’est pas le cas du plan horizontal
puisque les mouvements des bras traduit une torsion alternée du tronc et à donc
pour effet d’augmenter la valeur nette du moment résultant dans ce plan. Le moment
résultant sagittal se situe entre les deux au niveau de l’ordre de grandeur. Comme
pour le plan frontal, les actions des bras se compensent dû à leur mouvement
opposé. L’angle d’inclinaison étant en revanche le plus grand, on retrouve un bras de
levier plus important et par conséquent un couple plus élevé que pour le plan frontal.
La valeur nette des couples paraît cohérente pour un simple mouvement de marche.
Les ordres de grandeur ont été comparés dans la littérature à d’autres travaux de
7 et 8
recherches (Sources
) ayant des conditions similaires, mais non identiques. De
plus, en réalisant un bilan mécanique rapide, nous avons un corps (d'environ 30 à
40kg) en rotation avec un centre de gravité situé à environ 20 à 25cm du centre de
rotation. Le bras de levier évoluant en fonction de l'angle d'inclinaison du corps (mais
n'excédant à priori jamais plus de 10cm) nous devrions obtenir un couple maxi de
l'ordre de 10Nm. En rajoutant les accélérations de chaque centre de masse et
l'inertie propre de chaque corps, les résultats ne devraient pas excéder 20Nm.
On peut donc valider l’ordre de grandeur des trois moments résultants et confirmer
ces résultats pour passer à l’analyse de l’angle d’inclinaison du tronc.
C. Inclinaison du HAT:
Théoriquement les résultats des angles d’inclinaison du HAT devraient être le
reflet des résultats obtenus pour les trois moments résultants.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 39 Fig 43: Inclinaison du tronc selon les 3 plans.
Ici aussi on peut observer 3 cycles nets d’oscillations sur la période étudiée de 4
secondes. Les ordres de grandeur trouvés correspondent à ceux obtenus pour les
moments. Les deux sets de résultats convergent bien qu’ayant été déterminés de
façons différentes sans lien direct entre eux. Comme annoncé précédemment, on
retrouve un angle d’inclinaison sagittal le plus élevé et un angle d’inclinaison frontal
le
plus
faible
des
trois
plans
d’étude.
En superposant les résultats des moments résultants et des angles d’inclinaison pour
chaque plan, on retrouve un décalage entre les cycles. Ce décalage et la preuve que
l’oscillation du HAT est amortie par les tissus organiques et possède donc une
propriété
d’amortissement
en
plus
d’une
raideur.
Tous ces résultats semblent cohérents et nous permettent de valider la fiabilité de
notre modèle ainsi que de nos calculs. Il nous est donc possible de comparer les
résultats obtenus pour tous les participants de l’expérience.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 40 D. Comparaison entre deux catégories de personnes:
Pour la comparaison des deux catégories, nous allons nous concentrer sur les
moments résultants dans le plan sagittal qui est considéré comme le plus important
et le plus révélant pour notre étude ainsi que l’angle d’inclinaison du HAT dans le
plan sagittal également. Nous avons retenu les valeurs absolues maximales
moyennes durant la totalité de la durée du test.
Catégorie "Jeune" (20-‐32ans) Moment résultant max-‐plan sagittal (N.m) Angle d'inclinaison max-‐plan sagittal (Deg) Andy 11 7.8 David 12.7 8.3 Hakeem 7.4 5.1 Tom 13.2 9.9 Jordan 7.5 5.3 Fig 44: Résultats moments résultants et angles d’inclinaison catégorie « jeune ».
Catégorie "Âgée" (58-‐67ans) Moment résultant max-‐plan sagittal (N.m) Angle d'inclinaison max-‐plan sagittal (Deg) Tony 10.2 12.2 Keith 18.9 13.2 Geoff 8.3 10.1 Shore 15.2 11.7 Soleman 10 9.7 Fig 45: Résultats moments résultants et angles d’inclinaison catégorie « jeune ».
Rappelons que l’objectif premier de l’étude est d’analyser l’influence de l’âge et de la
circonférence de la taille (donc du poids) des participants en vue d’étudier la charge
appliquée à la colonne vertébrale lors du mouvement de marche normale.
Théoriquement, une personne en surcharge pondérale voit son centre de gravité se
déplacer vers l’avant et la masse corporelle augmenter. La charge appliquée à la
colonne vertébrale est donc plus élevée qu’une personne de corpulence dite
« normale » et par conséquent le moment à fournir par les muscles de la sangle
abdominale est plus important. Le muscle et les tissus organiques étant comparables
à des élastiques, plus la personne est âgée, plus la raideur diminue et l’allongement
augmenterait
pour
une
même
charge
appliquée.
Les résultats pratiques obtenus confirment les résultats théoriques auxquelles ont
aurait pu s’attendre d’un point de vue mécanique. En effet, les participants de la
catégorie « âgée » possèdent en général une corpulence dite « normale » à
l’exception de Keith et Shore qui sont des personnes en surcharge pondérale. Les
moments résultants de ces deux participants sont donc plus élevés que ceux de la
catégorie « Jeune » ou les participants possèdent plus généralement des silhouettes
affinées à l’exception de Tom. On retrouve également un angle d’inclinaison du HAT
plus important dans la catégorie « Âgée » qui peut s’expliquer par l’âge du
participant, l’inertie différente due à un centre de masse du tronc déplacé vers l’avant
ou encore une réponse plus lente des muscles et tissus organiques de la sangle
abdominale
plus
faible
que
pour
la
catégorie
« Jeune ».
Nous allons tenter d’approfondir la réponse musculaire du tronc en déterminant la
raideur
et
l’amortissement
du
modèle.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 41 XIII.
Curve Fitting (Ajustement de courbe):
En observant les résultats obtenus précédemment, on peut se rendre compte que
les allures des courbes des moments résultants et des angles d’inclinaison du tronc
sont sinusoïdales et respectent un motif cyclique (malgré les bruits, perturbations sur
la
fréquence).
En posant le modèle dit « masse-ressort », il est possible de réaliser un ajustement
de courbe afin de déterminer la raideur et l’amortissement du modèle et plus
particulièrement des muscles et tissus assurant la création des moments résultats.
Ici aussi nous allons nous concentrer uniquement sur le plan sagittal qui a le plus
d’intérêt pour notre étude et qui possède les résultats de plus grandes amplitudes
nous permettant d’éviter les erreurs dues aux bruits sur les résultats.
A. Modèle Masse-Ressort:
Fig 47: Equation de mouvement du modèle.
Fig 46: Modèle « Masse-Ressort ».
Fig 48: Exemple justement de courbe.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 42 En suivant le modèle « Masse-Ressort » ci-dessus et connaissant la position, la
vitesse, l’accélération angulaire, l’inertie et le moment résultant du modèle, il est
possible de réaliser un ajustement de courbe à deux variables afin de déterminer K
et B qui sont respectivement la raideur et l’amortissement du modèle.
B. « Curve Fitting ToolBox » Matlab:
Le logiciel Matlab possède une application « Curve Fitting Toolbox » nous
permettant de réaliser des ajustements de courbes à plusieurs variables. Il est
possible d’entrer une équation personnalisée à ajuster telle que la notre: 𝑀 = 𝐼𝛼 +
𝐵𝛼 + 𝐾𝛼.
M, le moment résultant est connu à chaque instant. I, l’inertie du modèle est une
constante connue et 𝛼 est également connu à chaque instant. En appliquant une
méthode de différentiation simple et double comme la méthode « Five Point Stencil
Derivative » à la position angulaire du tronc, on peut retrouver sa vitesse ainsi que
son accélération angulaire.
Fig 49-50: Equation de simple et double « Five point Stencil Derivative ».
On peut y rentrer indépendamment tous les paramètres, choisir le type de résolution
et le logiciel nous retourne la valeur des constantes recherchées ainsi que plusieurs
paramètres propres à l’ajustement tels que sa fiabilité et correspondance entre la
courbe
brute
et
la
courbe
ajustée.
Fig 51: Application Matlab « Curve Fitting ».
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 43 C. Résultats Raideur et Amortissement:
Après avoir traité chaque set de donné avec l’application « Curve Fitting » de
Matlab, on peut avoir un aperçu global de la réponse en raideur et en amortissement
du
modèle
étudié.
Moyenne selon Catégorie K = Raideur (N/deg) B = Amortissement (N/deg/s) "Jeune" "Agée" (58-‐
(20-‐32ans) 67ans) 39.9 82.6 7.717 2.462 Fig 52: Résultats ajustement de courbe.
Il est possible de résumer ces résultats de manière plus synthétique pour la
compréhension:
Catégorie K = Raideur (N/deg) B = Amortissement (N/deg/s) Moz = Moment résultant sagittal (Nm) 𝛼 = Inclinaison du tronc (Deg) "Jeune" "Agée" (58-‐
(20-‐32ans) 67ans) -‐ + + -‐ -‐ + -‐ + Fig 52: Synthèse des résultats de l’étude.
Pour la catégorie jeune, on retrouve un moment résultant, une raideur et une
inclinaison du tronc plus faible que pour les personnes âgées. L’amortissement est
lui en revanche plus important. Ce phénomène s’explique principalement par le fait
que les personnes jeunes étudiées étaient en meilleure condition physique, sans
surcharge pondérale ce qui pour conséquence d’améliorer le contrôle du centre de
gravité du tronc, d’accroitre la souplesse, la tonicité des muscles, mais aussi les
réflexes et la rapidité du centre du système nerveux à réagir.
Les personnes âgées possèdent les résultats contraires. Un moment résultant, une
inclinaison du tronc et une raideur plus élevée, mais également un amortissement
plus faible que la catégorie « jeune ». Les résultats du moment résultant s’expliquent
avant tout par la surcharge pondérale et donc le déplacement du centre de gravité
vers l’avant ce qui a pour effet d’augmenter le bras de levier du couple. Les muscles
et tissus organiques pouvant être comparés à des élastiques, la raideur va donc
naturellement augmenter. Enfin, l’amortissement et l’inclinaison du tronc plus faible
sont le fruit d’une fatigue musculaire accrue, de mouvements moins fluides, d’une
souplesse plus faible et d’une réponse du centre du système nerveux plus lente.
Les résultats de notre étude sont ici en accord avec nos premières intuitions. La
pratique confirme la théorie. Cependant bien que l’échantillon de personnes testées
jusqu’à présent soit suffisant pour valider le modèle et les résultats d’un point de vue
mécanique, ce n’est pas le cas d’un point de vue clinique. En effet, afin de valider les
résultats et réflexions ci-dessus, il faudra obtenir une dizaine de participants de plus
dans chaque catégorie, et avoir des profils physiques plus variés au sein des
catégories. Il s’agit donc là de la prochaine étape de l’étude qui se fera à la suite du
PFE et qui sera continuée par le groupe de recherche. INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 44 Conclusion:
Lors de ce projet de fin d’études, j’ai eu l’opportunité de découvrir un nouveau
milieu, celui de la Recherche. J’ai aussi pu travailler sur un sujet qui m’était
complètement inconnu, mais m’attirait grandement, la Biomécanique.
Mes deux responsables et aussi membres du groupe de recherche m’ont laissé une
autonomie importante et la possibilité de donner mon avis et de suivre mes intuitions.
J’ai ainsi pu petit à petit créer ma propre place et réussi à m’affirmer au sein de cette
équipe. La barrière de la langue n’a clairement pas été un problème. Mon niveau
d’anglais était déjà suffisant avant le début du projet. Aujourd’hui j’ai surtout pu
améliorer ma compréhension, expression et spontanéité orale lors de dialogues
directs avec des Anglais aux accents prononcés.
Au-delà de la résolution de problèmes techniques, grâce à ce stage j’ai pu intégrer
le monde professionnel et ainsi me faire ma propre idée du travail que doit réaliser
un Ingénieur-Chercheur.
Cette première expérience professionnelle m’a prouvé tout l’intérêt de ma formation
d’Ingénieur dans le monde du travail. Elle m’a permis de mieux comprendre et de
mettre en pratique les acquis reçus lors de ma formation à l’École.
Le fait d’avoir pu travailler en groupe m’a montré à quel point j’aimais le travail
d’équipe.
Aujourd’hui, je peux affirmer que la capacité à communiquer et les relations entre les
individus sont la clé de la réussite des projets collectifs.
Après ces quelques mois, j’ai le sentiment d’être plus attiré par le management des
personnes ou la conduite de projets que par un profil d’expert ou de spécialiste. J’ai
aussi une attirance pour le domaine médical et le domaine de la santé qui pour moi
donneraient aujourd’hui plus de sens à ma vie.
Je sais maintenant exactement vers quoi tend ma carrière future, mais aussi ce que
je prévois de faire après l’obtention de mon diplôme d’Ingénieur.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 45 XIV.
Bibliographie:
1. DAVID WINTER, HUMAN BALANCE AND POSTURE CONTROL DURING STANDING AND WALKING , ELSEVIER SCIENCE, 1995 17 2. VLADIMIR ZATSIORSKY, KINEMATICS OF HUMAN MOTION, HUMAN KINETIC PUBLISHER, 1998 22 3. PETER CORKE, ROBOTIC TOOLBOX RELEASE 9.8, SPRINGER, 2013: 23 4. VLADIMIR ZATSIORSKY, BIOMECHANICS VIII-‐B: PROCEEDINGS OF THE EIGHTH, INTERNATIONAL CONGRESS OF BIO, 1983: 26 5. DAVID WINTER, BIOMECHANICS AND MOTOR CONTROL OF HUMAN MOVEMENT, WILEY INTERSCIENCES, 1990: 26 6. RAYMOND Y.W. LEE, KINEMATICS OF ROTATIONAL MOBILISATION OF THE LUMBAR SPINE, ELSEVIER SCIENCE, 2001: 36 7. ALBERT H. VETTE, KEI MASANI, NOEL WU, MILOS R. POPOVIC, MULTIDIRECTIONAL QUANTIFICATION OF TRUNK STIFFNESS AND DAMPING DURING UNLOADED NATURAL, ELSEVIER SCIENCE, 2013: 39 8. ACEK CHOLEWICKI, ADAM P.D. SIMONS, ANDREA RADEBOLD, EFFECTS OF EXTERNAL TRUNK LOADS ON LUMBAR SPINE STABILITY, ELSEVIER SCIENCES, 2000: 39
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 46 Résumé:
Ce Mémoire décrit le projet de fin d’études que j’ai eu la chance de faire dans le
Laboratoire de Biomécanique de l’Université de Roehampton à Londres.
Ce projet de recherche intervient dans le cadre de ma 5ème et dernière année
d’étude à l’Institut National des Sciences Appliquées de Strasbourg. J’ai intégré
une équipe de recherche composée de deux chercheurs et docteur afin d’étudier
l’influence de l’âge sur la charge appliquée à la colonne vertébrale humaine lors du
mouvement de marche normale. Le but final étant de pouvoir utiliser les résultats
obtenus afin d’aller plus loin et ainsi expliquer pourquoi certains groupes de
personnes sont plus sensibles aux lésions et traumatismes de la colonne vertébrale.
Après une brève présentation de l’Université et du Laboratoire où j’ai travaillé, j’ai
énoncé la problématique puis commencé à développer le cœur du projet. On y
retrouve une analyse dynamique et cinématique du tronc humain ainsi que la
création
d’un
modèle
numérique
de
calcul
sous
Matlab.
Cette étude fera l’objet d’un article de recherche qui devrait normalement être publié
dans une revue scientifique à l’issue du PFE.
INSA STRASBOURG -‐ ROEHAMPTON UNIVERSITY -‐ BIOMECHANICAL LABORATORY 47

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