Forces musculaires de l'épaule pendant la conduite: Une direction soudaine peut charger la coiffe des rotateurs au-delà de sa limite de réparation | Wholesome

4. Discussion

Cette étude présente les prédictions du modèle musculo-squelettique des charges musculaires et articulaires pendant la conduite – une activité quotidienne importante. Les forces de réaction articulaire de GH prédites sont comparables aux valeurs de la littérature pour les forces de réaction articulaire de GH in vivo (Fig. 2). Les actions musculaires prévues sont également explicables; le deltoïde moyen est le muscle le plus actif pour maintenir le bras en position relevée, en utilisant son bras à fort moment d’extension (Fig. 3 et 4; Ackland et coll., 2008); le supra-épineux et la longue tête du biceps supportent également le poids du bras (Fig. 3) tout en appliquant une ligne d’action bien dirigée pour centraliser la tête humérale sur la glénoïde (Ackland et Pandy, 2009); les muscles trapèzes sont actifs dans le maintien de l’élévation de la ceinture scapulaire, comme observé dans des positions similaires, telles que le travail de bureau (Rasmussen et De Zee, 2010); l’infraspinatus et la tête courte du triceps agissent alors pour actionner la tâche de direction, fléchissant l’épaule et étendant le bras, respectivement.

Les limites de modélisation de cette étude sont similaires à celles des modèles musculo-squelettiques génériques actuels. La cinématique de l’omoplate a été dérivée d’équations de régression plutôt que d’une cinématique mesurée. Cependant, étant donné la faible amplitude de mouvement au niveau de l’articulation GH (< flexion / extension à 24 ° et < abduction / adduction à 18 °), les effets de celle—ci devraient être relativement insignifiants – Fig. 5 montre la cinématique de l’articulation GH pour toutes les conditions de conduite. Le modelage du poignet est simplifié en une articulation fusionnée. Bien qu’il y ait des muscles actifs conduisant la main à saisir le volant, on observe que les forces musculaires au niveau du coude sont relativement faibles (Fig. 3), et par conséquent, l’effet de cette simplification ne devrait pas être significatif plus loin dans la chaîne des modèles; ce qui est l’objet de cette étude. D’autres ont constaté que des niveaux élevés d’adhérence (jusqu’à 50% de MVC) n’ont pas d’effet significatif sur l’activation du muscle de l’épaule à de faibles niveaux d’élévation du bras (Palmerud et al., 2000; Sporrong et coll., 1996).

Les sujets de cette étude sont de jeunes adultes. Bien que les populations âgées soient généralement associées à une lésion de la coiffe des rotateurs (Minigawa et Itoi, 2006), on sait que les antécédents de traumatisme sont le facteur le plus fortement corrélé aux déchirures de la coiffe des rotateurs (Yamamoto et al., 2010) et les conclusions relatives à la charge des muscles de l’épaule et de l’articulation de l’épaule sont pertinentes pour la très grande population qui conduit régulièrement (38 millions de permis de conduire détenus au Royaume-Uni; data.gov.uk , 2013), quel que soit l’âge.

Westerhoff et al. (2009) ont mesuré les forces articulaires in vivo pour diriger avec les deux mains et s’asseoir dans une position confortable en utilisant des implants d’épaule télémétrés chez quatre patients. L’un des sujets a effectué un mouvement significativement différent des autres et du mouvement effectué dans cette étude (OrthoLoad, 2014) et n’est donc pas inclus dans l’analyse présentée. Afin d’améliorer la similitude entre les méthodologies expérimentales, seule la partie droite du mouvement est prise en compte à partir des données in vivo. Les valeurs prédites des forces conjointes dans la condition I (61.1 SD7.Pic moyen de 8 % P.C.) sont similaires aux valeurs in vivo (pic moyen de 59,9 SD1,1 % P.C.; Fig. 2). Le schéma de la charge articulaire de l’implant articulaire GH télémétré est également similaire à cette étude; avec une valeur de crête trouvée à environ 40% du mouvement (Fig. 2). Les différences entre les résultats de ces études pourraient s’expliquer par: la résistance de couple différente dans la roue (57% inférieure ici), la vitesse différente à laquelle la tâche a été effectuée (plus rapide ici) et la quantité de tour de roue (90 ° à droite contre 65 ° ici). Les activations musculaires de l’épaule sont fortement et positivement corrélées avec le couple de résistance à la direction (Pick et Cole, 2006). Tous les sujets utilisés par Westerhoff et al. (2009) sont des patients souffrant d’arthrose de l’épaule, par conséquent, les effets de la chirurgie et les mécanismes d’adaptation appris doivent être pris en compte La comparaison avec la littérature ne doit être considérée que comme un test approximatif de l’ampleur et du schéma, en raison de la forte variation inter-individuelle des forces articulaires pendant la direction (Westerhoff et al., 2009), la petite taille de l’échantillon de données in vivo, les différences dans la méthodologie expérimentale et le fait que les données de la littérature concernent des patients présentant une endoprothèse avec un niveau probablement élevé de co-contraction pour atteindre la stabilité articulaire.

Il a été constaté que la droite de direction produisait des charges articulaires plus élevées dans l’épaule droite; la littérature est contradictoire (Westerhoff et al., 2009), bien que les tendances moyennes de ce résultat ne soient pas décrites; le fait est simplement énoncé. Les différences discutées entre les études peuvent contribuer à cette différence, en particulier le fait que les sujets ont des implants d’épaule de remplacement. Ces sujets sont donc susceptibles d’avoir une amplitude de mouvement réduite (Bryant et al., 2005; Ludewig et coll., 2009), ce qui signifie que la partie ascendante de la conduite (tourner à gauche avec la main droite) devient une activité potentiellement proche du bord de leur amplitude de mouvement, en particulier à 90 ° de tour de roue, ce qui entraîne une augmentation des forces articulaires. Une limitation pourrait également être que les modèles musculo-squelettiques à dynamique inverse ne sont pas actuellement en mesure de prédire les co-contractions musculaires au niveau de l’articulation GH. Cela est susceptible de renforcer les conclusions discutées concernant la charge élevée du supraspinatus et de l’infraspinatus, car ces muscles devraient se co-contracter (Veeger et van der Helm, 2007).

Les résultats montrent que la plupart des conditions de conduite ont provoqué une activation modérée (> 30%) à élevée (> 50%) du supraspinatus et du deltoïde avec une activation modérée de l’infraspinatus (tableau 2). Une forte activation musculaire répétée pourrait entraîner une fatigue musculaire ou même une surcharge; d’autant plus que le supraspinatus et le deltoïde sont potentiellement chargés de manière excentrique (Lieber et Friden, 1993; Proske et Morgan, 2001). De plus, ces muscles présentaient une activation presque deux fois plus élevée que tout autre muscle du membre supérieur; par conséquent, une blessure à l’un de ces muscles pourrait entraîner une augmentation dangereuse de l’activation des autres muscles pour compenser. Comme supraspinatus et deltoïde agissent ensemble, une blessure ou une faiblesse dans l’un de ces muscles peut signifier que l’autre muscle sera incapable de compenser la charge due à l’activation déjà élevée lorsque les deux muscles fonctionnent normalement. Cela peut avoir des conséquences sur l’instabilité articulaire, en particulier dans le cas du supraspinatus.

La conduite à proximité de la roue réduit les forces générées par le muscle supra-épineux de 31% (forces de pointe) et de 45% (forces moyennes; Fig. 4) et réduit donc les risques de surcharge (y compris la réparation de la coiffe des rotateurs discutée ci-dessous). Ceci est attendu car le moment à l’épaule provoqué par la masse du bras sera réduit par rapport aux conditions de conduite confortables (Condition I), et particulièrement éloignées (Condition III).

Les charges articulaires GH réduites mais similaires en conduite avec une seule main (Fig. 2; La condition II) peut être explicable car en tournant à droite, il n’est pas nécessaire de dépasser la masse de l’autre main et du bras, comme c’est le cas pour la conduite à deux mains (Condition I). Le schéma de la force d’articulation GH entre une et deux commandes manuelles présente une certaine similitude avec le schéma de chargement in vivo (Fig. 2; Westerhoff et coll., 2009), bien que ces données ne soient tirées que d’un seul sujet et soient donc d’une utilité limitée.

Les estimations de l’incidence annuelle cumulative des troubles de la coiffe des rotateurs varient de 7% à 25% dans la population générale de l’Ouest (Bilal, 2011), tandis que les forces de défaillance moyennes pour les réparations à une rangée et les réparations à deux rangées de supraspinatus sont de 224 SD 148 N et 325 SD 74 N, respectivement Smith et al. (2006). Dans cette étude, les forces supra-épineuses dans la conduite « éloignée de la roue » (Condition III) étaient aussi élevées que 164 SD 27 N; 73% de la charge de défaillance. Comme l’articulation glénohumérale est intrinsèquement instable, la co-contraction est souvent observée avec des mouvements des membres supérieurs. Cependant, comme cette méthode de calcul ne prédit que de faibles niveaux de co-contraction en raison des mathématiques de la fonction de coût du modèle, elle risque de sous-estimer cette co-contraction. Par conséquent, on s’attend à ce que, dans certains cas, la charge soit en fait plus élevée que celle quantifiée ici; cela indique la nécessité de soins dans une période de réparation postopératoire de la coiffe des rotateurs.

Comme les muscles de la coiffe des rotateurs s’affaiblissent avec l’âge, on s’attendrait à un changement de la cinématique de la direction. Cela entraînerait des sorties de modèle différentes. Par conséquent, les travaux ultérieurs devraient se concentrer sur l’augmentation de la taille de l’échantillon de l’étude afin de permettre d’évaluer les variations des dimensions du sexe, de l’âge et du corps. De plus, les positions de conduite pourraient être paramétrées en termes de distance à la roue, ce qui pourrait alors conduire à la définition d’une position de conduite sûre associée à une pathologie de l’épaule. Enfin, comme pour toutes les études de modélisation musculo-squelettique, une validation supplémentaire pourrait être effectuée avec l’EMG et les implants instrumentés.

Laisser un commentaire

Votre adresse e-mail ne sera pas publiée.