Articles scientifiques
Critères mécaniques de progression dans les exercices de rotation interne et externe de l’épaule dans le plan sagittal
Toledo JM ; Ribeiro DC ; Loss JF
École d’éducation physique, Université fédérale de Rio Grande do Sul, Porto Alegre, RS – Brésil
Correspondance à
ABSTRACT
Introduction : La connaissance de la capacité de production de couple et de force et des modèles de bras de moment tout au long du mouvement, ainsi que leur influence sur le couple produit, sont essentielles pour comprendre le mouvement humain et peuvent être d’une grande utilité pour contrôler la surcharge imposée à la structure muscle-tendon. Objectif : Présenter des critères mécaniques de progression dans les exercices de rotation interne (RI) et de rotation externe (RE) de l’épaule dans le plan sagittal. Méthode : Six individus ont été évalués à l’aide d’un dynamomètre isocinétique et d’un électrogoniomètre. A partir des données recueillies, le couple moyen, la force résultante moyenne et le moment moyen pondéré du bras ont été calculés à l’aide des logiciels SAD32 et Matlab®. Résultats : Les angles auxquels les pics de couple ER et IR ont été atteints étaient de -34º et 6º avec des valeurs de 43 Nm et 69 Nm, respectivement. Les pics de force musculaire ER et IR étaient à 35º et -14º, et les valeurs à ces angles étaient de 10227 N et 8464 N, respectivement. Le bras de levier moyen pondéré pour ER a présenté un modèle croissant sur toute l’amplitude du mouvement (ROM) et le pic était à la fin du ROM, c’est-à-dire à -50º (0,91 cm). Le moment moyen pondéré du bras pour l’IR était presque constant avec un pic à 50º (0,96 cm). Conclusion : Les critères mécaniques de progression dans les exercices de rotation interne et externe de l’épaule sont le couple, la force et le moment moyen pondéré du bras car différentes surcharges sur la structure muscle-tendon peuvent être causées selon leurs schémas sur la ROM.
Mots clés : épaule, exercice, rotation, rééducation.
INTRODUCTION
La rééducation de l’articulation de l’épaule peut être difficile non seulement en raison de sa fonction complexe, qui implique l’intégrité anatomique et fonctionnelle, mais aussi en raison des contributions physiologiques et biomécaniques de structures telles que l’omoplate1,2. D’une manière générale, les programmes de rééducation de l’épaule utilisent, dans la plupart des cas, des exercices avec des charges et des intensités progressives en fonction du type de lésion et de l’intervention chirurgicale réalisée1,2,3. Même si ces caractéristiques sont déterminantes pour la progression des exercices, la connaissance de la mécanique articulaire est fondamentale pour choisir les exercices de manière appropriée3.
Les mouvements articulaires sont les conséquences de la rotation d’un segment par rapport à un autre. Cet effet de rotation d’une force appliquée est appelé couple ou moment. Le couple qu’un muscle génère sur l’articulation est influencé par l’amplitude du bras du moment ou la capacité de production de force de l’articulation4,5,6.
Le bras de levier (distance perpendiculaire) est la plus petite distance entre la ligne d’action du muscle et le centre de rotation de l’articulation4,7,8,9. La magnitude du bras de levier représente l’avantage mécanique d’un muscle dans une articulation, et sa mesure peut aider à comprendre le fonctionnement du muscle5.
La capacité de production de force du muscle pendant la contraction est l’une des propriétés mécaniques qui a été la plus décrite dans les études, car c’est elle qui fournit la force nécessaire au maintien de la posture et au début des mouvements10. La capacité de production de force dépend de plusieurs facteurs tels que la relation longueur-tension, la relation force-vitesse et le recrutement des fibres (sommation spatiale et temporelle). Cependant, pour des contractions maximales à vitesse constante, la capacité de production de force du muscle dépend de la longueur du muscle et cette « dépendance » est directement liée à la relation longueur-tension du sarcomère11. Cette relation peut être expliquée par la théorie du filament glissant12,13 et la théorie du pont croisé14,15. La théorie du filament glissant suppose que les changements de longueur du sarcomère, des fibres et des muscles sont produits par le glissement des myofilaments d’actine et de myosine à l’intérieur du sarcomère à partir des ponts transversaux. Par conséquent, la force maximale qui est générée par le muscle se produira à une longueur de sarcomère dans laquelle la superposition entre l’actine et la myosine permettra le plus grand nombre de ponts croisés12,13,14,15.
La connaissance de la capacité de production de couple et de force et du bras de moment au cours du mouvement, ainsi que leur influence sur le comportement du couple produit, sont essentielles pour comprendre le mouvement humain et peuvent être d’une grande utilité pour contrôler la surcharge imposée à la structure muscle-tendon, ainsi que pour mieux planifier la progression des exercices dans un programme de réhabilitation16,17,18.
L’objectif de cette étude était de présenter des critères mécaniques pour la progression des exercices de rotation interne (RI) et de rotation externe (RE) de l’épaule, lorsqu’ils sont effectués dans le plan sagittal.
MATERIELS ET METHODES
Cette étude a été approuvée par le comité d’éthique du centre universitaire méthodiste de l’IPA (enregistrement n° 1211) et tous les participants ont signé une déclaration de consentement libre et éclairé.
L’échantillon était composé de six individus de sexe masculin, âgés de 22 à 32 ans (moyenne : 25,1 ± 4,0) et mesurant entre 167 et 192 cm (moyenne : 182,6 ± 9,8), qui pratiquaient régulièrement des activités physiques (au moins deux fois par semaine). Tous les individus de l’échantillon ont participé à toutes les étapes de l’étude. L’épaule évaluée était l’épaule droite (membre dominant) et aucun des individus ne présentait d’antécédents de blessures ou de dysfonctionnements de l’épaule évaluée.
Le recueil de données a consisté à mesurer le couple maximal ER et IR produit à 60º/sec dans le plan sagittal. Pour cela, un dynamomètre isocinétique a été utilisé (modèle Cybex Norm, Dataq Instruments, Inc., Ohio, États-Unis). Dans le but d’enregistrer les positions articulaires avec une plus grande précision, un électrogoniomètre a été utilisé (modèle XM 180, Biometrics Ltd (Cwmfelinfach, Gwent, Royaume-Uni), adapté avec le dynamomètre isocinétique. Le dynamomètre isocinétique et l’électrogoniomètre étaient connectés à un micro-ordinateur Pentium III 650 MHz au moyen d’un convertisseur analogique-numérique à 16 canaux. Pour le traitement des données, le logiciel SAD32 (un système d’acquisition de données développé par le laboratoire de mesures mécaniques de l’université fédérale de Rio Grande do Sul) et le logiciel MATLAB 7.0® (MathWorks Inc, Massachusetts, États-Unis) ont été utilisés.
Les procédures de collecte ont été divisées en cinq phases : préparation, positionnement, étalonnage, familiarisation au test et essai.
Préparation : échauffement et étirement du bras droit.
Positionnement des individus : décubitus dorsal avec le bras droit positionné à 90º d’abduction et le coude fléchi à 90º.
Calibrage : les amplitudes de mouvement (ROM) ER et IR ont été déterminées en fonction de la ROM maximale à laquelle l’individu était capable de produire un couple maximal. L’angle de rotation zéro de l’électrogoniomètre a été établi comme l’angle correspondant à la position de rotation neutre.
Familiarisation : trois répétitions de contractions concentriques sous-maximales ER et IR ont été effectuées.
Test : cinq répétitions de contractions concentriques maximales ER et IR ont été effectuées à une vitesse angulaire de 60º/sec19.
Les données du couple généré et de l’angle ont été filtrées en utilisant un filtre numérique Butterworth de troisième ordre passe-bas avec une coupure de fréquence de 3 Hz pour les données d’angle et de 10 Hz pour les données de couple. Après le filtrage du signal, la moyenne des cinq répétitions a été calculée. La convention utilisée pour les positions angulaires était que l’ER aurait des valeurs négatives et l’IR des valeurs positives8.
À partir des valeurs de couple ER et IR, il a été possible d’estimer l’ampleur de la force résultante exercée par les rotations externes et internes, par le biais du rapport entre le couple et le bras de moment de l’application de la force. Comme de nombreux muscles sont capables d’effectuer des ER ou des IR, une simplification a été faite, pour permettre de déterminer l’équation (1) :
T = dp x Fm (1)
Dans laquelle : T = couple ; Fm = force musculaire ; dp = bras de levier (entre la ligne d’action de la force musculaire et le centre de rotation de l’épaule)8.
Pour cela, les bras de moment moyens de tous les muscles rotateurs internes et externes ont été calculés. Cette moyenne a été pondérée par la surface de section physiologique de chaque muscle, ce qui a donné le bras de moment moyen pondéré (WMMA). Les muscles utilisés pour le calcul étaient le supraspinatus, l’infraspinatus, le teres minor, le deltoïde postérieur, le deltoïde moyen et le deltoïde antérieur pour l’ER ; et le pectoralis major, le latissimus dorsi, le teres major, le deltoïde postérieur, le deltoïde moyen et le deltoïde antérieur pour l’IR. La surface musculaire physiologique en coupe transversale et les bras de moment des muscles ont été obtenus à partir de la littérature 8.
RESULTATS
Le comportement du couple ER est présenté dans la figure 1. Au début du mouvement, il y avait une augmentation, puis la courbe a eu tendance à rester constante sur la section intermédiaire de la ROM. Après avoir maintenu ce plateau, il y avait une légère augmentation représentant le pic de couple. À la fin du mouvement, la courbe de couple présentait une phase descendante. Le pic de couple ER s’est produit à un angle de -34º, auquel l’épaule est tournée vers l’extérieur avec un couple moyen de 43 Nm (100%).
Le comportement de la force musculaire résultante du RE pouvait être divisé en deux phases (figure 3) : une phase ascendante jusqu’à la force maximale et une autre phase descendante jusqu’à la fin du mouvement. Contrairement au comportement du couple, la force maximale s’est produite lorsque l’épaule était en rotation interne, lorsqu’elle était étirée, avant d’atteindre la position neutre et sans présenter de plateau tout au long de la ROM. La force maximale ER s’est produite à un angle de 35º, avec une valeur moyenne de 10227N (100%).
Le comportement du couple IR (figure 4) était très similaire au modèle ER (figure 1). Au début du mouvement, cette courbe présentait également une augmentation puis avait tendance à rester constante sur la section intermédiaire du ROM. Cependant, à la différence de l’ER, le couple maximal de l’IR s’est produit à un angle approximatif de 6º pendant ce plateau, avec une moyenne de 69 Nm (100%), lorsque l’épaule était en rotation interne. A la fin du mouvement, cette courbe de couple présentait également une phase descendante.
Le comportement de l’AMMF de l’IR était pratiquement constant au cours de la ROM (figure 5). Au début du mouvement, il y avait une phase ascendante, qui se terminait approximativement à la section intermédiaire du ROM, lorsque la WMMA était pratiquement constante. Il y a ensuite eu une nouvelle phase ascendante, qui a culminé au pic de l’AMMF à la fin du mouvement. La plus grande AMMG de l’IR s’est produite à une rotation de 50º, avec un bras de moment de 0,96 cm.
Le comportement de la courbe de force IR résultante (figure 6) était similaire à la courbe de couple IR (figure 4), mais avec des amplitudes différentes. Au début du mouvement, cette courbe a également présenté une augmentation, puis a eu tendance à rester constante pendant la section intermédiaire du ROM. Au plateau, la force maximale de l’IR s’est produite à un angle approximatif de -14º, avec une moyenne de 8464N (100%), lorsque l’épaule était en rotation externe. A la fin du mouvement, cette courbe présentait également une phase descendante.
DISCUSSION
Pendant l’ER, il a été observé que le plateau de couple qui s’est produit au milieu de la ROM a été maintenu en raison du comportement antagoniste de l’AMMF et de la force ER résultante. Étant donné que le pic de couple ER s’est produit lorsque l’épaule était en rotation externe, on peut en déduire que l’AMMF était plus importante pour la génération du couple dans cette ROM et pour le maintien du plateau que la relation entre la longueur et la tension représentée par la courbe de la force résultante. On peut également noter que le couple maximal et la force maximale ne se produisaient pas aux mêmes angles, car ils dépendaient de la relation longueur-tension du muscle et de son bras de moment respectif11.
Le comportement de la courbe de la force ER était très similaire au comportement de la courbe de la relation longueur-tension du sarcomère qui a été présentée par Gordon et al.20. La force maximale s’est produite lorsque l’épaule était en rotation interne, lorsque le muscle était légèrement étiré. À cet angle, on peut supposer que les sarcomères sont dans une position « excellente » pour la formation de ponts croisés. Comme les muscles sont légèrement étirés, les éléments élastiques des muscles contribuent à la production de la force21,22,23. Après ce point, la force diminue en raison du raccourcissement du muscle et de la possibilité réduite de former de nouveaux ponts transversaux11,23,24.
En ce qui concerne l’IR, les courbes de couple et de force résultante peuvent être analysées simultanément en raison de leur comportement similaire. Cela est dû au comportement de l’AMMF, qui reste plus ou moins constant, avec un taux d’augmentation très faible. Ces résultats sont similaires à ceux de Rassier et al.11, qui ont indiqué que la relation couple-angle d’un muscle est déterminée par la relation longueur-tension et le bras de levier. Lorsque le bras de levier reste constant tout au long du mouvement, le comportement de la courbe de couple reflète la courbe de force résultante. On peut donc supposer que la relation longueur-tension est le principal facteur responsable du comportement du couple IR.
L’objectif de la rééducation est de récupérer la ROM et de renforcer les muscles, en particulier les rotateurs, qui sont importants pour stabiliser et protéger les structures articulaires des blessures. Les exercices doivent avoir des charges progressives et respecter la mécanique du fonctionnement articulaire. Un programme de rééducation doit être efficace pour atteindre les objectifs et respecter les particularités de l’épaule25. Dans le cas spécifique de l’épaule, où le mouvement de rotation est effectué au moyen de l’action synergique de différents muscles, il est important d’évaluer le moment moyen pondéré du bras et la capacité de production de force résultante comme critères de progression de l’intensité et des charges des exercices.
Le bras de moment représente l’avantage mécanique du muscle et peut être utilisé pour déterminer quels muscles sont des stabilisateurs et quels sont les moteurs primaires dans une position articulaire donnée. Lorsque le bras de levier est nul ou proche de zéro, pendant la contraction, le muscle ne génère que de la compression et, par conséquent, fonctionne comme un stabilisateur d’articulation. En revanche, lorsque la ligne d’action du muscle est éloignée du centre de rotation, il peut être considéré comme un moteur de mouvement primaire4.
Kuechle et al.8 ont rapporté que, pour les mouvements de rotation interne et externe (abduction de 90º), les muscles recrutés avec la plus grande surcharge sont le subscapulaire et le grand pectoral pendant la rotation interne et le teres minor et l’infraspinatus pendant la rotation externe. Les autres muscles sont moins importants. L’exécution de mouvements dans lesquels un muscle affaibli est accessoire (bras de levier plus petit) peut réduire la surcharge imposée. Dans les muscles moteurs primaires, la charge peut être contrôlée au moyen de la relation entre le couple de résistance, la capacité de production de couple du muscle, le bras de levier et le comportement de la force. L’application de la résistance à des amplitudes présentant un avantage mécanique plus important et/ou un avantage dans la relation longueur-tension peut favoriser une moindre surcharge dans la structure muscle-tendon. En revanche, si le pic de résistance est appliqué à des amplitudes pour lesquelles le bras de levier et la relation longueur-tension sont défavorables, la surcharge sera plus importante.
Dans les blessures du teres minor et de l’infraspinatus, la charge imposée peut varier, modifiant ainsi la section angulaire à laquelle le pic de résistance au couple se produit. Durant la phase initiale d’un programme de rééducation, il est recommandé d’effectuer un renforcement musculaire, avec de petites charges, afin d’optimiser le processus de guérison16,17. Ce travail peut être effectué avec le pic de résistance au couple situé entre la position neutre et la position finale du RE, à une abduction de l’épaule de 90º, car il y a un avantage mécanique dans cette section (bras de moment plus grand) pendant la production du couple et des niveaux de production de force plus faibles sont nécessaires. Par conséquent, un nombre plus faible d’unités motrices sera activé, générant ainsi moins de surcharge sur le muscle.
Dans la phase intermédiaire de la rééducation, le couple de résistance maximal pourrait se produire entre la position neutre et la RI maximale puisque, pendant cette section, le bras de levier est plus petit et la capacité de production de force est le principal facteur responsable de la production de couple. Avec le même couple résistant cité dans l’exemple précédent, le teres minor et l’infraspinatus seront soumis à une plus grande surcharge, puisqu’un plus grand nombre d’unités motrices doivent être recrutées pour compenser la diminution du bras de moment, dans le but de générer le même couple.
CONCLUSION
Les critères mécaniques de progression dans les exercices de rotation interne et externe sont le couple, la force et le bras de moment moyen pondéré car, en fonction de leur comportement, il est possible de favoriser différentes surcharges sur la structure muscle-tendon. Bien qu’il s’agisse d’élaborations théoriques, ces critères sont basés sur les principes de la guérison des muscles-tendons. Ainsi, cette étude représente un premier pas vers la structuration de critères mécaniques de progression des surcharges imposées à la structure muscle-tendon.
1. Kibler WB, McMullen J, Uhl T. Stratégies de réhabilitation de l’épaule, directives et pratique. Cliniques orthopédiques d’Amérique du Nord. 2001;32(3):527-38.
2 Rubin BD, Kibler WB. Principes fondamentaux de la rééducation de l’épaule : Conservative to Postoperative Management. Arthroscopie. 2002;15(9):29-39.
3. Hayes K, Ginn KA, Walton JR, Szomor ZL, Murrell GAC. Un essai clinique randomisé évaluant l’efficacité de la physiothérapie après une réparation de la coiffe des rotateurs. Australian Journal of Physiotherapy. 2004;50:77-83.
5. Liu J, Hughes RE, Smutz WP, Niebur G, An KN. Roles of deltoid and rotator cuff muscles in shoulder elevation. Biomécanique clinique. 1997;12(1):32-8.
6. Wilde LD, Audenaert E, Barbaix E, Audenaert A, Soudan K. Conséquences de l’allongement du muscle deltoïde sur la performance du muscle deltoïde : l’étude informatisée. Biomécanique clinique. 2002;17:499-505.
7. Kuechle DK, Newman SR, Itoi E, Morrey BF, An KN. Bras de moment de muscle d’épaule pendant la flexion horizontale et l’élévation. Journal of Shoulder and Elbow Surgery. 1997;6:429-39.
8. Kuechle DK, Newman SR, Itoi E, Niebur GL, Morrey BF, An KN. La pertinence du bras de moment des muscles de l’épaule par rapport à la rotation axiale de l’articulation glénohumérale dans quatre positions. Biomécanique clinique. 2000;15:322-9.
9. Graichen H, Englmeier KH, Reiser M, Eckstein F. An in vivo technique for determining 3D muscular moment arms in different joint positions and during muscular activation application to the supraspinatus. Biomécanique clinique. 2001;16:389-94.
10. Proske U, Morgan L. Les ponts croisés contribuent-ils à la tension pendant l’étirement d’un muscle passif ? Journal of Muscle Research and Cell Motility. 1999;20:433-42.
11. Rassier DE, MacIntosh BR, Herzog W. Length dependence of active force production in skeletal muscle. Journal Applied Physiology. 1999;86(5):1445-57.
12. Huxley AF, Niedergerke R. Changements structurels dans le muscle pendant la contraction. Microscopie d’interférence des fibres musculaires vivantes. Nature. 1954;173:971-3.
13. Huxley H, Hanson J. Changes in cross-striations of muscle during contraction and stretch and their structural interpretation. Nature. 1954;173:973-6.
14. Huxley AF. Structure musculaire et théories de la contraction. Prog Biophys Biophys Chem. 1957;7:255-318.
15. Huxley AF, Simmons RM. Mécanisme proposé de génération de force dans le muscle strié. Nature. 1971;233:533-8.
16. Wilk KE, Harrelson GL, Arrigo C. Reabilitação do Ombro. In : Andrews JR, Harrelson GL, Wilk KE. Reabilitação Física das Lesões Desportivas. 3ª ed. Rio de Janeiro : Guanabara Koogan ; 2005. p. 545-622.
17. Magee DJ, Reid DC. Shoulder Injuries. In : Zachazewski JE, Magee DJ, et Quillen WS. Athletic Injuries and Rehabilitation. Philadelphie : Saunders ; 1996. p. 509-39.
18. Walmsley RP, Szibbo C. A Comparative Study of the Torque Generated by the Shoulder Internal and External Rotator Muscles in Different Positions and at Varying Speeds. The Journal of Orthopaedic and Sports Physical Therapy. 1987;9(6):217-22.
19. Divir Z. Isokinétique des muscles de l’épaule. In : Divir Z. Isokinetic : Muscles testing, interpretation and clinical applications. Edinburg : Churchill Livingstone ; 1995. p. 171-91.
20. Gordon AM, Huxley AF, Julian FJ. La variation de la tension isométrique avec la longueur des sarcomères dans les fibres musculaires des vertébrés. Journal of Physiology. 1966;184:170-92.
21. Herzog W, Schachar R, Leonard TR. Caractérisation de la composante passive de l’augmentation de la force après l’étirement actif du muscle squelettique. Journal of Experimental Biology. 2003;206:3635-43.
22. Rassier DE, Herzog W, Wakeling J, Syme DA. Stretch-induced, steady-state force enhancement in single skeletal muscle fibers exceeds the isometric force at optimum fiber length. Journal of Biomechanics. 2003;36:1309-16.
23. Schachar R, Herzog W, Leonard TR. Les effets de l’étirement et du raccourcissement musculaire sur la force isométrique sur la branche descendante de la relation force-longueur. Journal of Biomechanics. 2004;37:917-26.
24. Enoka RM. Contrôle de la force musculaire. Dans Enoka RM. Base neuro-mécanique de la kinésiologie. Champaign : Human Kinetics Books ; 1988. p.155-78.
25. Jobe FW, Moynes DR, Brewster CE. Réhabilitation des instabilités de l’articulation de l’épaule. Orthopedic Clinics of North America. 1987;18(3):473-82.