Acquisition des données

Notre souhait était de caractériser l’état du système neuromusculaire en couplant aux mesures mécaniques des mesures de l’activité musculaire. L’originalité de notre dispositif expérimental réside donc dans l’enregistrement simultané à deux fréquences différentes et synchronisée des signaux des systèmes d’analyse gestuelle et d’analyse des activités électromyographiques. Ceci permet l’émission d’un seul fichier contenant l’échantillonnage des données brutes des deux systèmes.

A cquisition des données ciném atiques

Nous avons enregistré les données cinématiques tridimensionnelles des sujets grâce au système de capture du mouvement optoélectronique Coda Motion (Codamotion, Charnwood Dynamics, and Leicestershire, UK), qui détectait en infrarouge la position 3D (x,y,z) de chaque marqueur placé sur le corps. La Figure 31 montre les différents composants du système.

Système Coda Motion: Il s'agit d'un système de capture optoélectronique basé sur des cellules photosensibles et des marqueurs actifs. Les systèmes optant pour une solution technique à marqueurs actifs présentent plusieurs avantages tels que la reconnaissance instantanée des marqueurs par le système d’acquisition, la précision des trajectoires spatiales⁴ et un mode d’utilisation en temps réel (mémorisation des acquisitions, récupération et visualisation des données des marqueurs, commande des dispositifs annexes, gestion de la plateforme mobile,.) Par-contre, à la différence des systèmes passifs, ils sont limités en nombre de capteurs à cause du compromis entre la fréquence de multiplexage et le temps de traitement des signaux. Par-exemple, l’utilisation de 28 marqueurs est associée à une fréquence d’échantillonnage de 200 Hz. Comme la plupart des systèmes optoélectroniques, CodaMotion utilise la méthode de stéréovision pour la reconstruction tri- dimensionnelle des coordonnées spatiales des marqueurs à partir d’images provenant de deux caméras.

L’emplacement des caméras est donc primordial car, pour ne pas être occulté, chaque marqueur doit être visualisé par au moins deux caméras. Leur mise en place définit un volume utile pour mesurer les mouvements à étudier. Ces caméras réceptionnaient le signal émis par 27 marqueurs, dont l’un positionné sur la plateforme pour connaître le début de la perturbation et ses caractéristiques, et les autres placés symétriquement (à gauche et à droite) sur l’ensemble du corps du sujet (cf. Figure 32). Leur visibilité était vérifiée avant chaque essai et une calibration de l’espace de capture avec le repère choisi était effectuée. Avant toute acquisition, un calibrage était nécessaire pour connaître la position relative de chaque caméra et permettre aux algorithmes de reconstruction de fonctionner en définissant les axes d’un repère global commun (lié au laboratoire). L’interface logicielle de calibrage du CodaMotion fournissait des indices permettant à l’expérimentateur de juger de la qualité de la calibration.

Erreurs instrumentales et expérimentales : Les erreurs liées à l’appareil de mesure sont dites instrumentales.

Elles sont principalement imputables à la qualité des objectifs, à la digitalisation des caméras et à la performance de l’algorithme de reconstruction en 3D des trajectoires. Les erreurs expérimentales sont inhérentes aux conditions d’expérimentation (Cappozzo, 1996) et peuvent donc être corrigées partiellement. Elles sont issues de la mauvaise position des marqueurs, la perte de données dans les trajectoires, les artefacts liés au problème de « glissement de peau ». L’os est enveloppé d’éléments        

4  il ressort des tests de performance que la résolution spatiale du système CodaMotion CX1 est inférieure à 0,3 mm (même s’il faut prendre en compte l’espace d’acquisition)  

mous (muscles, masses adipeuses, peau en surface) qui peuvent osciller et induire des déplacements relatifs parasites avec les marqueurs. Enfin, si l’interface graphique conçu par les logiciels d’exploitation des systèmes rivalisent pour représenter au mieux les déplacements des segments (modèles de squelette, de corps entier ou de lignes), cela engendre en contre-partie un inconvénient majeur : conçus pour faciliter l’analyse clinique, la mise en oeuvre et le contrôle de la validité des mesures issues des modèles et des hypothèses de calcul utilisés par ces systèmes complexes sont difficilement accessibles.

Figure 31 : Composantes du système Codamotion mpx30 (Charnwood Dynamics, Suède).

Placement des marqueurs La position des marqueurs sur les points anatomiques caractéristiques est primordiale pour le modèle morphologique des individus. Le placement choisi est détaillé en Figure 32a et se basait sur une étude antérieure. La limitation du nombre de marqueurs n’a pas permis de suivre les recommandations de la Société internationale de Biomécanique et le système de coordonnées articulaires standard tel que défini par Wu et coll. (2002, 2005). Par-conséquent, nous avons surtout cherché à évaluer, de manière qualitative, des variations angulaires (variabilité par rapport à la position initiale). De plus, nous nous sommes focalisés sur les mouvements principaux, et émis l’hypothèse que les déplacements angulaires avaient lieu dans un seul plan (2D).

Cinématique articulaire A partir de la position tri-dimensionnelle des marqueurs anatomiques, les repères associés aux segments étudiés pour le calcul des angles de mobilité étaient définis et ont ensuite permis de décomposer les mouvements articulaires (cf. Figure 32b). Chaque segment corporel était ainsi affecté d’un repère cartésien orthonormé, dont l’origine était liée au segment. Les référentiels spécifiques aux segments pied, tibia, fémur, tête et bras étaient représentatifs de la géométrie osseuse et des axes fonctionnels du segment considéré. Ces référentiels déterminaient la position et l’orientation des segments dans le repère fixe du laboratoire, illustré en Figure 26 (origine: point fixe au sol, axe vertical:

dirigé vers le haut, axe X: vers l’avant, axe Y: latéral vers la gauche).

Pour les mouvements articulaires, seuls les angles de rotation nous ont intéressés dans cette étude. Une fois les positions déterminées, un lissage par moyenne glissante était effectué, suivi d’une dérivation numérique pour calculer les vitesses et accélération linéaires et angulaires des mouvements articulaires avant d’effectuer une nouvelle moyenne glissante (filtrage). L’étude du déplacement (translations, vitesse et accélérations) de chaque marqueur a aussi été réalisée.

de G à D: unité CX1 (bleu : 3 cellules photosensibles ; noir : émetteur des signaux de synchronisation), marqueur (jaune: émetteur infrarouge), boîtier d'alimentation (récepteur optique sous la cloche et branchements pour les marqueurs avec le n°

d'identification associé), exemple de visualisation des données (modèle filaire)

Les déplacements articulaires étudiés incluaient, pour les deux côtés du corps, les mouvements de flexion/extension et d’inversion/éversion de la cheville, la flexion/extension du genou, les mouvements de flexion/extension et d’abduction/adduction de la hanche, les mouvements de flexion/extension au niveau du coude et l’abduction/adduction des bras au niveau de l’épaule, mais aussi la rotation de la tête (en flexion/extension) par-rapport au tronc. Enfin, les translations/rotations du tronc et de la tête étaient évaluées dans le repère global, en trois dimensions. Tous les angles inter- segmentaires étaient référencés par rapport à la position initiale du sujet (position verticale debout, bras le long du corps, avant-bras naturellement en pronation), à l’exception des hanches et des genoux (180°

en position initiale). L’extension du segment distal par rapport au segment proximal et l’abduction étaient définies comme des rotations à signe positif, la flexion et l’abduction à signe négatif.

- Cheville : l’angle de flexion/extension était calculé entre le vecteur pied (axe longitudinal) et le vecteur tibia, définis à partir marqueurs suivants : condyle externe, malléole externe, 5^ème métatarse. L’angle de supination/pronation autour de l’axe antéropostérieur tibial était calculé à partir d’un axe métatarsien (1^er et 5^ème métatarses) et condylien (condyles externe et interne).

- Genou : l’angle de flexion/extension du tibia par rapport au fémur était calculé à partir des marqueurs de la malléole externe, du condyle externe et du trochanter qui ont permis de construire les axes locaux associés au tibia et au fémur.

- Hanche : l’étude des mouvements d’abduction/adduction et de flexion/extension a été réalisée à partir des marqueurs suivants : condyles externe et interne, trochanters, EIAS et sternum, qui nous ont permis de définir les repères liés au fémur, au bassin et au tronc (axe fémur, axe transversal reliant les épines iliaques, axe vertical partant du centre des EIAS jusqu’au sternum (Z local orienté vers le haut) et axe postéro-antérieur du bassin (x local) obtenu ensuite par produit vectoriel. Comme l’illustre la Figure 32b, les angles étaient calculés par projection du repère fémur dans le plan sagittal et frontal (abduction/adduction).

- Bras : Les mouvements de flexion/extension et d’abduction/adduction étaient étudiés à partir des marqueurs disposés sur l’apophyse styloïde, l’oléchrane, les EIAS, les acromions et le sternum. Ils ont permis de définir les axes associés aux bras, l’axe reliant les deux épaules (y local), l’axe postéro- antérieur (x local) et l’axe vertical.

- Tronc : à partir de l’axe des épaules et du sternum, et de l’axe x local (obtenu par produit vectoriel), nous avons étudié la rotation du tronc dans le repère global relativement à sa position initiale.

- Tête : les marqueurs placés sur la tête au niveau temporal et frontal ont permis de définir le centre du repère tête (barycentre des 3 marqueurs) et définir le repère tête selon 3 axes : z (caudo-crânial), y (médio-latéral : droite vers gauche) et x (postéro-antérieur). La translation et la rotation du solide dans le repère global étaient étudiées ; ainsi que les déplacements mesurés au niveau des marqueurs.

A cquisition des données électrom yographiques (E M G )

Les travaux princeps de Luigi Galvani, sur des nerf-muscle de grenouille ont montré qu’un phénomène électrique était responsable de la contraction musculaire. Depuis les premiers enregistrements de H.

Piper en 1912, les appareils de mesure ont évolué. Nous avons utilisé des électrodes EMG de surface, reliées par Wi-Fi à la chaîne d’acquisition globale.

  Segment  Positionnement des marqueurs 

Membre inf.  Pied  Tête du 1er métatarso‐phalangienne  Tête du 5è métatarso‐phalangienne,  Malléole latérale externe 

Cuisse  Condyle latéral fémoral   Condyle médial tibial  Trochanter majeur 

Tronc 

Pelvis  Crête de l'épine iliaque antéro‐sup  articulation lombosacrée (L5/S1)  Thorax  Appendice xyphoïde  

(bord inférieur sternal) 

Tête/cou  Nuque   Processus transverse de la 4è  cervicale 

Processus épineux de la 7è cervicale  Tête  ^Tragus  

Nasion  

Membre  sup. 

Bras  Articulation acromio claviculaire  Avant‐

bras 

épicondyle latéral (oléchrane),  apophyse styloïde cubitale 

Figure 32 a) Placement des marqueurs

Une palpation des emplacements des points osseux spécifiques était faite pour limiter les erreurs de

positionnement des marqueurs.

b) calcul des variations angulaires

Marqueurs servant au calcul des angles de flexion/extension au niveau de la cheville et du genou (à gauche) ;

A droite, marqueurs et méthode pour l’étude des mouvements angulaires au niveau de la hanche (abduction / adduction, flexion / ext.)

Définition et Technique de détection : « L’électromyographie est l’étude fonctionnelle du muscle au travers du recueil et de l’analyse du signal électrique émanant de celui-ci lorsqu’il est en contraction C’est une technique de détection, d’enregistrement et d’analyse de l’activité musculaire (Basmajian et De Luca, 1985), grâce à des électrodes insérées dans le muscle, ou de manière non-invasive, collées à la surface de la peau (en regard du muscle étudié). Cette dernière méthode, appelée électromyographie de surface, est la plus couramment utilisée, et permet la détection et l’enregistrement de l’activité électrique musculaire de muscles périphériques volumineux.

En mesurant une activité représentative d’un volume musculaire plus conséquent, elle est davantage reliée aux caractéristiques mécaniques du mouvement (force développée, vitesse de déplacement, type de contraction etc.) (Bouisset et Maton, 1995). De ce fait, ce type de mesure est généralement préféré bien qu’il présente certaines limites que nous détaillerons ci-après. Le signal détecté résulte de la sommation algébrique des potentiels d’action des unités motrices actives du muscle lors de sa contraction, et situées dans le champ de détection sous-jacent aux électrodes de surface. Le potentiel d'action mesuré à travers la peau reflète la distribution spatiale des charges sur la fibre musculaire, distribution qui rend compte de la génération du potentiel d'action au niveau de la jonction neuromusculaire, de sa propagation ionique de part et d’autre de celle-ci, le long du sarcolemme vers les deux extrémités tendineuses et de son extinction au niveau des jonctions myotendineuses. Le mode de réception bipolaire est la configuration couramment utilisée pour mesurer et quantifier l’activité EMG de surface lors de contractions volontaires ou provoquées électriquement. Elle offre un compromis satisfaisant entre un rapport signal/bruit (notamment électromagnétique réduit) et une quantité d’informations électriques contenues dans le signal suffisantes (Duchene et Goubel, 1993).

Figure 33 : Modélisation du signal EMG global généré à partir de potentiels d’unité motrice.

Limites méthodologiques : Des facteurs physiologiques et expérimentaux illustrés en Figure 34 sont susceptibles de modifier le signal, i.e. la forme des PA détectés en surface (voir revue de Farina, 2004).

Dans des conditions de recueil idéales, on distingue, parmi les facteurs physiologiques susceptibles de modifier le signal, les variables anatomiques (diamètre des fibres musculaires, répartition spatiale des unités motrices dans le muscle, épaisseur des couches de tissu sous-cutané) et fonctionnelles (vitesse de

D

La séquence de décharges générées par les MN α au niveau de la moëlle épinière détermine celle du train de PA propagé par chaque unité motrice, h(t).

La sommation spatio-temporelle des unités motrices recrutées (1 à n) donne naissance à un signal myoélectrique global non-observable.

Le signal EMG de surface est principalement lié au nombre d’U.Mot recrutées (recrutement spatial) et à leur fréquence de décharge (recrutement temporel). La chaîne d’acquisition introduit par ailleurs une distorsion de ce signal en y ajoutant un bruit électrique n(t) et en le filtrant r(t).

Il en résulte un signal EMG observable m(t,f), t étant le temps et f l’amplitude de ce signal (adapté de De Luca,1979)

conduction et forme des potentiels d’action musculaires, synchronisation des unités motrices). Le signal EMG dépend aussi des propriétés inhérentes au système nerveux à l’origine de la commande motrice, des méthodes de recueil et traitement du signal, ou encore du type d’exercice (Duchene et Goubel 1993). En effet, le signal mesuré et les informations que l’on peut en extraire sont affectés par des facteurs comme le placement et l’orientation des électrodes, la distance inter‐électrode, l’impédance peau‐électrode. Par-exemple, l'énergie totale du signal est sous‐estimée au niveau des zones d'innervation et tendineuses. De plus, seule l’activité des fibres superficielles peut être captée, le signal recueilli représente ce qui se passe dans la zone en regard de l’électrode et dépend du volume conducteur (cf. forme et taille de l’électrode). Le signal peut aussi refléter une activité surestimée du fait de l’activité de muscles adjacents (phénomène de ‘‘Cross Talk’’). Enfin, il existe plusieurs sources de bruit : les muscles avoisinants (signal facilement contaminé), l’ECG, le bruit électrique ambiant (50 Hz), les mouvements des muscles, de la peau (effet résistif et capacitif, courants induits, contractions éloignant l'électrode de la source) et le bruit des capteurs.

Figure 34 : Facteurs d’influence du signal EMG (issu de De Luca, 1997)

“Electromyography is too easy to use and consequently too easy to abuse” A gauche: représentation schématique des principaux facteurs physiologiques et expérimentaux susceptibles de modifier la forme du PA détecté en surface (d’après Merletti, 1992) ; A droite: influences & interactions entre les facteurs extrinsèques, pouvant être contrôlés par l’expérimentateur (design et localisation du senseur, attache,.) et intrinsèques (propriétés anatomiques, physiologiques, électriques qui ne peuvent pas être contrôlées par l’utilisateur, mais qui sont à prendre en compte)

En résumé, l'EMG de surface est une technique largement utilisée, qui permet de rendre compte du niveau d'activation d'un muscle et qui est a l'avantage d'être non‐invasive et facile à mettre en œuvre.

Néanmoins, il est nécessaire de prendre des précautions quant à l'interprétation des résultats étant donné les nombreux facteurs méthodologiques et/ou techniques influençant les mesures (Merletti et coll. 1992). Il est possible de réduire les effets de certains phénomènes non-physiologiques en respectant certaines précautions méthodologiques, ceci afin d’améliorer la qualité et la reproductibilité du signal EMG. Par-exemple, il est recommandé de suivre les préconisations de l’ISEK ou du projet SENIAM en matière d’enregistrement du signal électromyographique afin de réduire les artefacts et diminuer l’impédance des tissus cutanés. La conductivité de la peau varie en outre avec la transpiration,

l’humidité ambiante ou le stress. La peau était préalablement rasée, poncée puis rubéfiée, dégraissée et nettoyée à l’alcool avant d’être séchée puis les électrodes étaient appliquées à la surface de la peau entre le tendon distal et la zone d’innervation, sur la partie charnue du muscle parallèlement à l’orientation supposée des fibres (Hermens et coll. 2000). Enfin, il est possible de traiter le signal EMG brut afin d’en extraire des variables permettant de qualifier et quantifier l’état du système neuromusculaire à un moment donné ou son volution dans le temps.

Signal EMG et Grandeurs Biomécaniques : Les paramètres du signal EMG peuvent être mis en relation avec des signaux mécaniques comme le couple de force développé par le muscle, la position articulaire (en relation avec la longueur du muscle) ou encore la vitesse angulaire (en relation avec la vitesse de raccourcissement ou d’allongement du muscle). La relation liant le couple de force développé à l’amplitude du signal EMG (généralement caractérisée par sa valeur intégrée [iEMG] ou sa valeur RMS) a été largement étudiée. La nature de cette relation « EMG-Force » dépend du muscle considéré et de la typologie des groupes musculaires sollicités Elle reflèterait les mécanismes de gradation de la force, c’est à dire l’augmentation du nombre d’unités motrices recrutées (recrutement spatial) et l’élévation de leur fréquence de décharge (recrutement temporel). En conditions dynamiques : la nature de la relation entre le couple de force développé et l’amplitude du signal EMG n’est pas clairement connue (relation linéaire vs. curvilinéaire (Bigland et Lippold, 1954 ; Enoka, 2002). D’autres études ont analysé l’influence de l’angle articulaire car la relation EMG-couple de force dépend de la longueur musculaire.

L’expérience consistait à réaliser des contractions isométriques à couple de force constant mais à différents angles : plus le muscle se raccourcit, plus l’amplitude du signal EMG diminue (Bouisset et Maton, 1995), une diminution avec l’angle qui peut s’expliquer par une sensibilité plus élevée au niveau des récepteurs articulaires en fin de mouvement qui induit une inhibition augmentée sur les MNα du muscle considéré ou une diminution de l’activité des FNM lorsque le muscle est en position raccourcie qui limiterait l’excitation des fibres afférentes Ia et donc l’action facilitatrice de ces dernières sur les MN α (Babault et coll. 2003). Cependant, ces interprétations physiologiques ne font pas l’unanimité. Par exemple, il peut être objecté que le muscle « glissant » sous la peau, le placement des électrodes relativement aux fibres musculaires actives se trouve modifié (Enoka, 2002). D’autre part, le type de relation existant entre l’amplitude du signal EMG et la vitesse angulaire de mouvement reste débattu ainsi qu’une autre relation, non abordées ici, lie le niveau d’activité EMG à la modalité de contraction (Bouisset et Maton, 1995; Kellis et Baltzopoulos, 1998, Kay et coll. 2000).

Matériel utilisé : Nous avons choisi les électrodes de type wireless Delsys (Delsys Inc, Boston, MA), constituées chacune de deux barres en Ag de 1mm de diamètre et de 10 mm de longueur, espacées de 10 mm (DE-2.1, Delsys® Inc., Boston, MA, USA). Ces électrodes étaient munies d’une interface adhésive permettant une fixation simple et efficace sur la peau. Pour les électrodes déportées, les électrodes de référence placées au niveau claviculaire. Les électrodes, équipées de pré-amplificateurs (gain = 10), étaient reliées à un module d’entrée, lui-même relié à un amplificateur principal (gain = 1000) ; l’ensemble était relié à un convertisseur analogique / digital (Bagnoli 16 EMG System, Delsys®

Inc., Boston, MA, USA ; taux de réjection du mode commun = 92 dB, fréquence d’échantillonnage = 1000 Hz, bande-passante = 20-450 Hz). La fréquence d’acquisition était étalonnée à 1000Hz. Une carte d’acquisition A/D (NI E-series family, National Instrument®, Delsys® Inc., Boston, MA, USA)