un muscle grâce à l'EMG dans ces conditions (Carpentier et al., 2001 ; De Luca, 1984 ; Dideriksen et al., 2011 ; Edwards et Lippold, 1956). La présence de fatigue musculaire pourrait donc rendre l'utilisation de la technique SSI encore plus intéressante. Avec l'ancienne technique d'élastographie impulsionnelle 1D, nous avions déjà mis en évidence que le module d'élasticité du gastrocnemius medialis reste constant lors d'une flexion plantaire isométrique maintenue jusqu'à épuisement (Nordez et al., 2009e P8). Compte tenu des limites de cette technique préalablement évoquées (cf., II.3.2.2), nous avons mis en place une autre étude pour déterminer la précision de l'estimation de la force musculaire par SSI au cours de ce type de contraction. Pour cela, nous avons demandé à 12 sujets de maintenir une abduction isométrique du petit doigt jusqu'à épuisement à 40 % de la force maximale isométrique suivant le dispositif de la Figure 23-A. La contraction était arrêtée lorsque le sujet ne parvenait plus à produire 30 % de la force maximale. La force estimée par la technique SSI suivait l'évolution de la force réellement produite (Figure 26) et l'erreur d'estimation était de 5,7 % de la force maximale isométrique, c'est-à-dire du même ordre de grandeur que lors d'une contraction d'intensité aléatoire sans fatigue (cf., III.3.3.2). De plus, des rampes de calibration réalisées avant et après le protocole de fatigue ont confirmé que la mesure du module d'élasticité réalisée par SSI n'était pas modifiée à la suite d'un protocole de fatigue, et que cette mesure permet d'estimer la force produite par le muscle abductor digiti minimi avec une précision satisfaisante.

<figure><img src="image_36.png" /><figcaption>Figure 26 : Évolutions moyennes du couple et du couple estimé par la technique SSI après calibration au cours du protocole de fatigue mené jusqu'à épuisement. Figure issue de Bouillard et al. (2012a P38)</figcaption></figure>

De nombreuses études ayant émis l'hypothèse de modifications de la contribution de certains muscles lors de contractions fatigantes (e.g., Dorel et al., 2009), les perspectives d'utilisations sont nombreuses. Dans le cadre d'une seconde expérimentation publiée dans le même article (Bouillard et al., 2012a P38), nous avons par exemple étudié une extension de la jambe isométrique à 25 % de la contraction maximale volontaire menée jusqu'à épuisement. Des résultats différents ayant été
obtenus pour les 8 sujets, nous avons réalisé des analyses individuelles. Pour 4 sujets, nous avons montré des modifications de la contribution des trois muscles mesurés (i.e., *vastus lateralis*, *vastus medialis* et *rectus femoris*), avec des diminutions du module d'élasticité de cisaillement de certains muscles et une augmentation d'autres muscles (Figure 27). Pour les 4 autres sujets, nous n'avons pas mis en évidence de modifications de la contribution des muscles. De plus, nous avons clairement montré que pour certains sujets, le signal électromyographique était dissocié du niveau d'implication du muscle. Par exemple, la Figure 27 montre une augmentation du signal électromyographique du *vastus medialis* due à la fatigue musculaire, alors que le module d'élasticité diminue à la fin de la contraction, indiquant une diminution de sa contribution. Cette expérimentation montre donc qu'il est possible de dissocier au sein du groupe de muscles des *quadriceps*, les chefs musculaires dont la contribution augmente, reste constante et diminue, ce qui n'est évidemment pas possible avec l'EMG, ou avec toute autre technique expérimentale existante.

<figure><img src="image_37.png" /></figure>

Figure 27 : Exemples individuels A- de l'évolution du niveau d'activité électromyographique (EMG-RMS) de trois muscles extenseurs de la jambe au cours d'une extension de la jambe réalisée à 25 % de la contraction maximale volontaire jusqu'à épuisement (Tlim) ; et B- de l'évolution du module d'élasticité des extenseurs de la jambe au cours de la même tâche. Il est clairement montré que l'activité EMG des muscles augmente, et cela est associé à une augmentation du module d'élasticité du rectus femoris et du vastus lateralis, mais pas pour le vastus medialis, laissant suggérer une modification de la répartition de la charge entre les muscles. Figure adaptée de Bouillard et al. (2012a P38)

Publications associées au III.3.3 :

PN3. Nordez A, Bouillard K, Hug F. (2012). Analyse des sollicitations musculaires via la technique d'élastographie « Supersonic Shear Imaging » . *Science et Motricité*, 75(1), 39-47

P21. Nordez A, Hug F. (2010). Muscle shear elastic modulus measured using supersonic shear imaging is highly related to muscle activity level. *Journal of Applied Physiology*, 108(5): 1389-94

P28. Bouillard K, Nordez A, Hug F. (2011). Estimation of individual muscle force using elastography. *PlosOne*, 6 (12): e29261

P36. Bouillard K, Nordez A, Hodges PW, Cornu C, Hug F. (2012). Evidence of changes in load sharing during isometric elbow flexion with ramped torque. *Journal of Biomechanics*, 45(8): 1424-9

P8. Nordez A, Guével A, Casari P, Catheline S, Cornu C. (2009). Assessment of muscle hardness changes induced by submaximal fatiguing isometric contraction until exhaustion. *Journal of Electromyography and Kinesiology*, 19 (3): 484-91

P38. Bouillard K, Hug F, Guével A, Nordez A. (2012a). Shear elastic modulus can be used to estimate an index of individual muscle force during a submaximal isometric fatiguing contraction. *Journal of Applied Physiology*
## III.3.4. Bilan et perspectives

Dans cette partie, nous avons développé la technique échographique pour caractériser les propriétés mécaniques du tendon (III.3.1), puis nous avons adapté la méthode alpha pour des expériences in vivo chez l'homme (III.3.2). Ces méthodes nous ont, entre autres, permis d'étudier de manière originale les effets de protocoles d'entraînement. Nous avons ensuite montré que la mesure du module d'élasticité de cisaillement du muscle par SSI permet de suivre avec précision les variations de force du muscle lors de contractions isométriques, même lorsqu'il y a présence de fatigue (cf., III.3.3). Il n'existe aujourd'hui pas de technique expérimentale pour estimer la force que produit un muscle. Les perspectives d'utilisation de la technique sont donc nombreuses, par exemple pour suivre la force musculaire et les variations de répartitions de charge entre les muscles au cours de contractions prolongées. Cependant, pour pouvoir étendre ces travaux à des contractions dynamiques, il va nous falloir vérifier que la mesure du module d'élasticité de cisaillement permet d'estimer les relations force-longueur et force-vitesse du muscle. Compte tenu des limites actuelles de l'élastographie – principalement en termes de fréquence d'échantillonnage et de saturation – cette étape reste complexe à franchir (cf., projet de recherche IV.2).

Dans l'attente de pouvoir étudier des contractions dynamiques avec l'approche SSI, cette troisième partie s'intéresse à des contractions standardisées dans des conditions isométriques afin de caractériser les propriétés mécaniques de différentes structures de la CES. Toutefois, dans cette partie, l'influence de ces propriétés mécaniques sur la réalisation de tâches n'a pas été étudiée. La partie bibliographique II.2.2 montre que cela est possible à partir de l'imagerie échographique, et la quatrième partie de la synthèse de recherche se place alors dans la continuité de ces travaux.
### III.4. Observation en temps réel de l'ensemble muscle-tendon par échographie ultrarapide : interactions entre propriétés élastiques et contractiles

Des études récentes ont montré qu'il est possible d'analyser le comportement en temps réel du muscle et du tendon au cours de tâches telles que la marche et la course (Cronin et al., 2011 ; Ishikawa et al., 2005a ; Ishikawa et al., 2007 ; Lichtwark et al., 2007 ; Lichtwark et Wilson, 2006) ou les sauts (Ishikawa et Komi, 2004 ; Lichtwark et Wilson, 2005). Ces études ont permis de quantifier la contribution des fascicules musculaires, de l'aponévrose et du tendon aux variations de longueur de l'ensemble muscle-tendon et de mettre en évidence l'importance fonctionnelle de l'élasticité de la CES₂ (i.e., tendon et aponévrose), ainsi que des processus de stockage-restitution au sein de cette composante (Figure 4). Toutefois, les fréquences d'acquisition classiques des échographes, en général inférieures à 100 Hz (Cronin et Lichtwark, 2012), ne permettent pas d'étudier des mouvements rapides ou des phénomènes de courte durée. Pour ce type d'étude, il semble particulièrement pertinent d'utiliser le mode d'imagerie échographique ultrarapide développé au sein de l'Institut Langevin (UMR ESPCI ParisTech CNRS-INSERM). Dans le cadre d'une collaboration avec ce laboratoire, j'avais participé à une expérimentation qui visait à mesurer les déplacements par échographie ultrarapide au sein du muscle au cours d'une contraction électrostimulée (Deffieux et al., 2006 P1). Nos travaux qui ont mobilisé cette technique pour analyser le comportement de l'ensemble muscle-tendon sont présentés dans cette partie. Comme lors d'autres tâches étudiées dans la littérature par échographie, les études vont permettre d'analyser les interactions faisceaux-aponévrose-tendon. Nous allons donc pouvoir observer pour la première fois des phénomènes de courte durée ou des mouvements très rapides, la transmission de la force musculaire, ainsi que les processus de stockage-restitution d'énergie au sein des structures placées en série des éléments contractiles. Les premiers travaux que nous avons menés avec l'échographie ultrarapide concernent le délai électromécanique (III.4.1). Nous nous sommes ensuite intéressés au « quick release » (III.4.2) et à la relation force-vitesse (III.4.3).
### III.4.1. Délai électromécanique revisité par l'utilisation de l'échographie ultrarapide

La première étude que nous ayons conduite sur ce thème concerne le délai électromécanique. Le délai électromécanique représente le délai entre l'activation électrique du muscle et sa production de force. Il peut être quantifié *in vivo* chez l'homme comme le délai séparant le début d'activité électromyographique et le début de production de force musculaire mesurée de manière externe (Cavanagh et Komi, 1979). Ce délai est lié à de nombreux mécanismes et structures comme : i) la propagation du potentiel d'action musculaire et le couplage excitation-contraction, et ii) l'étirement des structures placées en série des structures contractiles regroupées dans la CES (Cavanagh et Komi, 1979 ; Goubel et Lensel-Corbeil, 2003). Cependant, la contribution relative de chacun des mécanismes et structures impliqués dans le délai électromécanique ne peut pas être déterminée *in vivo* avec les méthodes classiques. Bien que des observations indirectes tendent à indiquer que le délai électromécanique est principalement lié à la transmission de la force musculaire (Norman et Komi, 1979 ; Zhou et al., 1995 ; Muraoka et al., 2004) et donc à l'étirement de la CES, cette hypothèse n'a jamais pu être vérifiée de manière directe. Pour cette raison, les différentes études s'intéressant au délai électromécanique sont limitées dans l'interprétation des résultats obtenus.

Une caractérisation plus complète du délai électromécanique pourrait inclure la détection du début du mouvement des fascicules musculaires et du tendon afin de dissocier leurs contributions respectives. Classiquement, l'échographie est utilisée pour déterminer ces déplacements en temps réel (Cronin et Lichtwark, 2012 ; Magnusson et al., 2008). Cependant, la fréquence d'acquisition des échographes classiques est limitée à 50-100 Hz (résolution temporelle de 20 à 10 ms) ce qui est largement insuffisant pour étudier des phénomènes très courts comme le délai électromécanique (compris entre 6 et 80 ms dans la littérature). Quelques études avaient tenté de déterminer le début de mouvement des fascicules musculaires ou du tendon (Chen et al., 2009 ; Pulkovski et al., 2008) avec des échographes permettant des fréquences d'acquisition plus élevées (200-333 Hz). Cependant, la résolution temporelle obtenue dans ces études restait insuffisante pour déterminer précisément des modifications du délai électromécanique. Par exemple, dans l'étude publiée récemment par Chen et al. (2009), la résolution temporelle est de 5 ms, soit 27 % du délai électromécanique quantifié dans cette même étude. Ce point a été plus largement discuté dans une lettre à l'éditeur (Nordez et al., 2009b P10). L'objectif des études qui suivent est donc d'étudier le délai électromécanique à partir de l'échographie ultrarapide.
### III.4.1.1. Délai électromécanique du muscle gastrocnemius medialis (Nordez et al., 2009c P13)

Dans le cadre d'un contrat de recherche avec l'Association Française contre les Myopathies (contrat n°14084), et d'une collaboration avec le Laboratoire de Géophysique Interne et Tectonophysique (UMR CNRS - Université de Grenoble, Stefan Catheline, Thomas Gallot), nous avons utilisé un échographe ultrarapide (fréquence d'acquisition = 4000 Hz) pour déterminer le début de mouvement des fascicules musculaires et de l'insertion myotendineuse en réponse à une stimulation électrique du muscle gastrocnemius medialis. Le choix de la contraction musculaire évoquée par stimulation électrique (au niveau du point moteur) se justifie par le fait que cette technique de stimulation permet à la fois d'isoler la contraction d'un seul muscle et également d'obtenir une très bonne répétabilité de la mesure du délai électromécanique. Cette expérimentation, menée chez neuf sujets, a donc permis de quantifier, in vivo, le délai entre i) l'artefact de stimulation et le début de mouvement des fascicules musculaires, ii) le début de mouvement des fascicules et le début de mouvement de l'insertion myotendineuse (i.e., extrémité proximale du tendon), iii) le début de mouvement de l'insertion myotendineuse et le début de production de la force au niveau du segment. Ces résultats ont été discutés en termes de contributions relatives des mécanismes et structures potentiellement impliqués dans le délai électromécanique. Ainsi, une part non négligeable (47,5 ± 6,0 %) du délai électromécanique peut être attribuée à l'étirement de la fraction passive de la CES au sein de laquelle le tendon représente une part significativement plus importante (3,22 ± 1,41 ms soit 27,6 ± 11,4 % du délai électromécanique) que l'aponévrose (2,37 ± 1,30 ms soit 20,3 ± 10,7 % du délai électromécanique) (Figure 28).

La technique utilisée ne nous a pas permis de séparer la contribution de la transmission synaptique, du couplage excitation-contraction et de la CES₁ (i.e., fraction active de la CES principalement localisée au niveau des éléments élastiques du sarcomère). Néanmoins, au regard de la littérature et plus spécifiquement des données disponibles sur le délai de transmission synaptique (1 ms selon Katz et Miledi (1964)), le couplage excitation-contraction (2,5 ms selon Sandow, (1952)), d'une part, et la vitesse de transmission de la force dans le muscle (environ 30 m.s⁻¹ selon Morimoto et Takemori (2007)), d'autre part, nous pensons que l'étirement de la CES₁ ne représente pas une part majeure du délai électromécanique contrairement à ce qui a parfois été suggéré dans la littérature (Grosset et al., 2009). Cette étude a donc permis de quantifier, pour la première fois in vivo, la contribution de certaines structures au délai électromécanique.
<figure><img src="image_38.png" /></figure>

Figure 28 : Représentation schématique des délais entre la stimulation musculaire (artefact de stimulation mesuré via les électrodes électromyographiques) et le début de la production de force (i.e., le délai électromécanique). Les mesures des débuts de mouvement des fascicules musculaires et de l'insertion myotendineuse au moyen de l'échographie ultrarapide permettent d'en déduire la contribution relative de la fraction passive de la composante élastique série (CES₂) et de chacune des deux principales structures qui la composent (i.e., aponévrose et tendon) dans le délai électromécanique. Figure adaptée de Nordez et al. (2009 P13).

### III.4.1.2. Délai électromécanique du muscle biceps brachii (Hug et al., 2011a P26)

Ce projet concernant le délai électromécanique, soutenu par l'Association Française contre les Myopathies, avait pour objectif à plus long terme de mettre en place un test qui puisse être utilisé pour étudier le délai électromécanique de patients souffrant de myopathies de Duchenne. Cependant, le gastrocnemius medialis étudié dans le paragraphe précédent n'est pas un muscle facilement accessible pour des expérimentations sur ces patients. C'est pourquoi nous avons mis en place une seconde étude qui visait à reproduire le même protocole sur le biceps brachii (Hug et al., 2011a P26). Si le délai électromécanique et le début de mouvements des fascicules étaient de durées similaires à l'étude précédente, le début de mouvements des fascicules n'était pas significativement différent du début de mouvement de l'insertion myotendineuse (Figure 29).

Deux hypothèses ont été proposées pour expliquer ce résultat. i) L'architecture des deux muscles est différente, le muscle biceps brachii étant fusiforme alors que le muscle gastrocnemius medialis est penné. Bien qu'une aponévrose soit présente pour le biceps brachii, la différence d'architecture implique une aponévrose moins longue que pour le gastronemius medialis, ce qui pourrait expliquer le moindre rôle de la transmission de force via l'aponévrose. L'insertion de certaines fibres musculaires du biceps brachii est très proche de la jonction myotendineuse (Pappas
et al., 2002). ii) Le muscle *biceps brachii* a été étudié en dessous de sa « slack length », alors que le muscle *gastrocnemius medialis* était testé au-delà. Le muscle *biceps brachii* n'était pas sous tension, il est possible que nous ayons visualisé un mouvement de solide rigide de l'ensemble muscle-tendon, qui explique la concomitance des débuts de mouvements des fascicules et de la jonction myotendineuse pour ce muscle. Cette hypothèse est testée dans le paragraphe suivant.

<figure><img src="image_39.png" /><figcaption>Figure 29 : Représentation schématique des délais entre la stimulation musculaire (artefact de stimulation mesuré via les électrodes électromyographiques) et le début de la production de force. Le début de mouvement des fascicules musculaires et de l'insertion myotendineuse a également été mesuré au moyen de l'échographie ultrarapide, et étaient concomitants pour le biceps brachii. Figure adaptée de Hug et al. (2011, P26)</figcaption></figure>

### III.4.1.3. Facteurs d'influence du délai électromécanique (Hug et al., 2011b P27 ; Lacourpaille et al., 2012b P37 ; Lacourpaille et al., in press P39)

Avant d'engager des mesures de délai électromécanique chez des patients, et après avoir acquis un échographe ultrarapide (AixPlorer, Supersonic Imagine ®, Aix en Provence, France), nous avons cherché à étudier les facteurs expérimentaux pouvant l'influencer. Ces travaux sont menés dans le cadre de la thèse de Lilian Lacourpaille (2011-2014).

Les expérimentations des études précédentes étaient réalisées à une intensité de stimulation légèrement sous maximale, correspondant au seuil de douleur maximal tolérable pour des sujets qui n'avaient jamais pratiqué d'électrostimulation. Il pourrait être avantageux de réaliser des contractions volontaires pour ne pas générer d'inconfort du fait de la stimulation électrique. Toutefois, une étude préliminaire a montré qu'il est difficile de faire des mesures de délai électromécanique reproductibles lors de contractions volontaires, principalement du fait de la
difficulté à détecter précisément le début d'activité EMG et de la variabilité spatiale du signal EMG (Hug et al., 2011b P27). Cette piste a donc été abandonnée.

Il serait également souhaitable de réaliser des stimulations à des intensités faibles chez les patients, pour limiter l'inconfort généré par l'électrostimulation. Nous avons donc mis en place une étude qui visait à déterminer l'influence de l'intensité de stimulation sur le délai électromécanique et les mécanismes mis en évidence dans cette partie (Lacourpaille et al., 2012b P37). Nos résultats ont montré que les différents délais ne sont plus modifiés au-dessus de 70 % de l'intensité minimale générant une réponse mécanique maximale. En dessous de cette intensité, les délais augmentent significativement, mais les pourcentages de contributions décrites Figure 29 restent similaires. Ces résultats indiquent qu'il est souhaitable de se placer à une intensité de stimulation élevée ou de standardiser l'intensité de stimulation pour comparer les résultats obtenus entre différents sujets ou réaliser un suivi longitudinal des modifications du délai électromécanique.

Enfin, nous avons mis en place une étude (Lacourpaille et al., in press P39) afin de tester l'hypothèse formulée dans le paragraphe précédent concernant la concomitance des débuts de mouvements des fascicules musculaires et de la jonction myotendineuse qui pourrait être expliquée par des expérimentations réalisées en dessous de la « slack length » pour le *biceps brachii*. Nous avons alors mesuré la « slack length » du *biceps brachii* avec la méthode originale basée sur l'utilisation de SSI décrite au paragraphe III.2.3.1. La « slack length » du *biceps brachii* était obtenue à un angle articulaire de 95,5 ± 6,3° (0° : extension complète). Des différences significatives de délai ont été trouvées pour des angles du coude plus fléchis que 95,5°, alors qu'aucune différence significative n'a été mise en évidence pour des angles plus étendus. Ces résultats confirment que la longueur du muscle influence le délai électromécanique, avec un seuil situé à la « slack length ». En revanche, nos résultats ont invalidé notre hypothèse initiale, puisque les débuts de mouvement des fascicules et de la jonction myotendineuse n'étaient jamais significativement différents, indiquant que les différences entre les muscles *biceps brachii* et *gastrocnemius medialis* mises en évidence dans les paragraphes III.4.1.1 et III.4.1.2 peuvent s'expliquer principalement par leur différence d'architecture.

Les perspectives d'utilisation de la méthode développée concernent principalement l'évaluation clinique (cf., IV.3). En revanche, nous avons récemment utilisé l'échographie ultrarapide pour nous intéresser à d'autres tâches, et deux autres études portant sur cette thématique sont décrites dans les paragraphes qui suivent.
Publications associées au III.4.1 :

P1. Deffieux T, Gennisson JL, Nordez A, Tanter M, Fink M. (2006). Ultrafast imaging of in vivo muscle contraction using ultrasound. *Applied Physic Letters*, 89, 184107-1

P10. Nordez A, Catheline S, Hug F. (2009). A novel method for measuring electromechanical delay on the vastus medialis obliquus and vastus lateralis. Letter to the Editor, *Ultrasound in Medicine and Biology*, 35 (5): 878

P13. Nordez A, Gallot T, Catheline S, Guével A, Cornu C, Hug F. (2009). Electromechanical delay revisited using very high frame rate ultrasound. *Journal of Applied Physiology*, 106(6): 1970-5

P26. Hug F, Gallot T, Catheline S, Nordez A. (2011). Electromechanical delay in Biceps brachii assessed by ultrafast ultrasonography. *Muscle and Nerve*, 43(3): 441-3

P27. Hug F, Lacourpaille L, Nordez A. (2011). Electromechanical delay measured during a voluntary contraction should be interpreted with caution. Letter to the editor, *Muscle & Nerve*, 44(5): 838-9

P37. Lacourpaille L, Nordez A, Hug F. (in press). Influence of stimulus intensity on electromechanical delay and its mechanisms. *Journal of Electromyography and Kinesiology*

P39. Lacourpaille L, Hug F, Nordez A. (in press). Influence of passive muscle tension on electromechanical delay in the human biceps brachii complex. *PloS ONE*

### III.4.2. Expérience de « quick release » analysée par échographie ultrarapide

Le « quick release » est une autre tâche rapide, qui ne peut être étudiée par échographie conventionnelle. Un « quick release » consiste à appliquer un relâchement instantané au muscle en contraction isométrique (Grosset et al., 2009 ; Lambertz et al., 2003 ; Lambertz et al., 2008) et à mesurer les variations d'angle articulaire au cours des premières 20 ms du mouvement. Cette technique permet de mesurer la raideur de la CES (cf., II.1.3), mais ne permet pas de séparer les contributions des structures de cette composante (i.e., principalement les éléments élastiques du sarcomère en série des ponts d'actine-myosine, l'aponévrose et le tendon). Si l'on considère que ces structures sont en série, la compliance globale d'un muscle des fléchisseurs plantaires comme le gastrocnemius medialis est la somme des compliances de ces structures. On obtient donc :

$$ \frac{\Delta L}{\Delta F} = \frac{\Delta L_{CES}}{\Delta F} + \frac{\Delta L_{aponévrose}}{\Delta F} + \frac{\Delta L_{tendon}}{\Delta F} \quad (18) $$

Où $\Delta L$ et $\Delta F$ sont les variations de longueur du gastrocnemius medialis.

La variation de longueur des faisceaux musculaires, de l'aponévrose et du tendon par échographie ultrarapide va donc nous permettre d'estimer la contribution de ces différentes structures à la compliance totale. Cette étude a été réalisée en collaboration avec Guiseppe Rabita (Mission Recherche, INSEP) dans le cadre de la thèse de Stevy Farcy.

Nos résultats ont montré que, lors du raccourcissement, le tendon produit la majorité des variations de longueur de l'ensemble muscle-tendon et que cette contribution est constante après environ 20 ms (Figure 30-A et -B). Ce résultat confirme que le délai de 20 ms, qui est classiquement
utilisé pour les expériences de quick release est pertinent. Nos résultats montrent enfin que la
contribution des différentes structures est indépendante du niveau de couple isométrique produit
(Figure 30-C). Environ 75 %, 20 % et 5 % du raccourcissement de l'ensemble muscle-tendon sont
produits respectivement par le tendon, les fascicules et l'aponévrose. Ces résultats indiquent que la
CES₂ du gastrocnemius medialis est majoritairement caractérisée par l'expérience de quick release,
et ont donc une implication importante pour l'interprétation de ces expériences. Un article est en
cours de rédaction.

<figure><img src="image_40.png" /><figcaption>Figure 30 : A- Raccourcissements moyens (n = 11) des différentes structures de l'ensemble muscle-tendon des gastrocnemii pour un couple isométrique de 50 % du couple maximal isométrique (CMV) ; B- Contributions relatives au raccourcissement global de l'ensemble muscle-tendon pour un couple isométrique de 50 % du CMV ; C- Contributions relatives au raccourcissement global de l'ensemble muscle-tendon en fonction du couple isométrique développé</figcaption></figure>
### III.4.3. Étude de la relation force-vitesse par échographie ultrarapide

Hill (1938) a établi la relation hyperbolique fondamentale liant la force à la vitesse de contraction sur la fibre isolée animale. Hill a lui-même tenté par la suite de reconstruire ce type de relation lors d'une flexion de l'avant-bras sur le bras chez l'humain ; relation qui sera confirmée par les travaux de Wilkie (1949). La sophistication des outils de mesure et l'apparition de nouveaux ergomètres ont ensuite rendu possible l'évaluation de ces caractéristiques musculaires déterminantes lors de mouvements de complexités variables (i.e., mono ou poly-articulés). L'établissement des relations force-vitesse est ainsi devenu un moyen essentiel pour évaluer les qualités d'athlètes (e.g., Dorel et al., 2005), étudier le vieillissement (e.g., Raj et al., 2010), la fatigue musculaire (e.g., Jones, 2010) ou encore les dommages musculaires (e.g., Widrick et Barker, 2006). Il est classiquement considéré que cette relation traduit des propriétés contractiles du groupe musculaire considéré. Pour autant, de nombreuses questions restent posées quant au rapport entre les paramètres articulaires de couple net et de vitesse angulaire qu'il est possible de mesurer *in vivo* et les propriétés intrinsèques musculaires. Ainsi, des études récentes décrites au paragraphe II.2.2, ont revisité notre vision sur le fonctionnement du système musculo-tendineux *in vivo*. Au cours du mouvement de marche, il a en effet été montré des variations de faibles amplitudes de la longueur des fascicules (i.e., faisceaux musculaires englobant les fibres du muscle) en regard des variations de longueur au niveau du complexe muscle-tendon (Ishikawa et al., 2005a ; Ishikawa et al., 2007 ; Lichtwark et al., 2007). Ces études ont ainsi mis en évidence l'importance des interactions entre les fascicules et les tendons qui permettent de protéger l'intégrité des fibres musculaires au cours d'exercices intenses et de grandement réduire le coût énergétique inhérent à la locomotion. Cependant, l'impact de ces interactions sur les relations force-vitesse n'a, à notre connaissance, pas été établi. Pourtant, les propriétés viscoélastiques de la CES₂ indiquent que la vitesse de mobilisation peut être un facteur important à prendre en compte. De plus, la fréquence d'imagerie des échographes utilisés, qui ne dépassait pas 300 Hz, limite les possibilités de mesure des vitesses de raccourcissement des fascicules et du tendon pour des mouvements rapides.

Dix sujets ont réalisé des flexions plantaires isocinétiques de 30 à 330°.s⁻¹, et les modifications de longueur des fascicules, de l'aponévrose et du tendon ont été quantifiées par échographie ultrarapide à une fréquence ajustée en fonction de la vitesse de mouvement. Nos résultats ont permis de décrire les patrons de variations de longueur des différentes structures, qui étaient assez différents en fonction de la vitesse de mouvement isocinétique (Figure 31). Ces résultats confirment également qu'une vitesse isocinétique de mouvement articulaire ne correspond
pas à une vitesse de raccourcissement isocinétique au niveau de fascicules.

<figure><img src="image_41.png" /></figure>

Figure 31 : Patterns moyens (n = 10) d'allongement des fascicules musculaires (A-), de l'aponévrose (B-) et du tendon (C-) du gastrocnemius medialis en fonction de l'angle articulaire de la cheville (90° correspondant au pied perpendiculaire à la jambe, et un angle qui diminue à une flexion plantaire) obtenus à différentes vitesses de mouvement isocinétique

<figure><img src="image_42.png" /></figure>

Figure 32 : Relations force-vitesse des différentes structures de l'ensemble muscle-tendon obtenues sur des plages angulaires de la cheville allant de 100 à 90° (A-) et de 80 à 70°. 90° correspond au pied perpendiculaire à la jambe, et un angle qui diminue à une flexion plantaire)
Les relations force-vitesse des différentes structures ont ensuite été établies (Figure 32). Ces relations ont permis de quantifier la contribution relative de ces structures à la variation de longueur de l'ensemble muscle-tendon, qui vont de 20 % à 50 % pour le tendon. Ces résultats montrent que, contrairement à ce qui est classiquement considéré, des processus de stockage-restitution d'énergie élastique ont lieu au sein de la CES₂ au cours de contractions à vitesse de mouvement constante. Ces processus contribuent à la production de force et de vitesse de raccourcissement, qui ne peuvent donc être considérés comme étant uniquement le résultat de la CC. La rédaction d'un article sur cette étude est en cours.

### III.4.4. Bilan et Perspectives

Les travaux présentés dans cette partie ont permis d'analyser des phénomènes courts et des mouvements rapides qui, du fait de la fréquence d'imagerie des échographes, n'avaient pu être étudiés jusqu'ici. Les différentes études ont tout d'abord permis de mieux comprendre les mécanismes impliqués dans le délai électromécanique. Dans un second temps, une étude a quantifié les contributions des compliances du tendon, de l'aponévrose et des faisceaux à la compliance globale musculo-tendineuse obtenue lors d'une expérimentation de quick release appliquée à l'articulation de la cheville. Nos résultats montrent que le tendon d'Achille contribue majoritairement à cette compliance globale. Enfin, la dernière étude a caractérisé les patrons de raccourcissement des fascicules musculaires, de l'aponévrose et du tendon au cours de mouvements isocinétiques réalisés sur ergomètre segmentaire. Elle a mis en évidence que la contribution du tendon à la production d'un mouvement est importante pour une contraction concentrique pure classiquement utilisée pour caractériser la relation force-vitesse et donc renseigner la composante contractile. Différentes perspectives à ces travaux sont proposées dans le paragraphe IV.3. Elles consisteront à appliquer l'étude du délai électromécanique pour des muscles atteints de pathologies neuromusculaires, puis à améliorer notre caractérisation de la relation force-vitesse par échographie, ainsi qu'à prolonger l'étude de mouvements rapides.
### III.5. Analyses pluridisciplinaires de la performance en aviron

Les travaux rapportés dans ce paragraphe se placent sur un plan différent des travaux présentés dans les parties précédentes de la synthèse, puisqu'ils se basent sur une approche intégrée et pluridisciplinaire de l'analyse de la performance en aviron. Ces travaux ont été menés lors de mon stage de maîtrise, puis en parallèle de mes travaux de thèse, lors de mon stage post-doctoral réalisé à Nantes (2008-2009), et depuis mon recrutement comme de Maître de Conférences. Comme évoqué dans l'introduction du document, ces travaux représentent quantitativement une faible part relative de mon activité de publication (3 articles publiés dans des revues internationales). Ils représentent toutefois un « fil rouge » et sont à l'origine de mon orientation vers la biomécanique et les STAPS (cf., I.1 et la présentation de mon parcours).

Les recherches sur l'aviron sont nombreuses et diverses puisque, par exemple, une recherche sous PubMed réalisée début septembre 2012 avec le mot clé « rowing » conduit à 828 articles. Depuis longtemps, des auteurs ont réalisé des mesures physiologiques ou biomécaniques sur des rameurs. Par exemple, dès 1868, Fraser (1868) a mesuré les cycles circulatoires sanguins de rameurs en navigation. Cependant, depuis la fin des années 1980 et la démocratisation des ergomètres d'aviron permettant de simuler à terre la pratique, la plupart des protocoles scientifiques portant sur ce sport sont menés sur ergomètre. Ainsi, seulement 50 études sur les 828 (i.e., 6 %) ont réalisé des mesures physiologiques, mécaniques, biomécaniques ou psychologiques sur l'eau en conditions écologiques. Toutes les autres études ont été réalisées à terre, en salle de musculation ou en laboratoire, le plus souvent sur ergomètre. Probablement du fait de la complexité de la standardisation des conditions expérimentales sur l'eau, les recherches scientifiques portant sur l'aviron présentent donc la singularité d'être majoritairement réalisées en conditions simulées qui sont plus ou moins éloignées des conditions réelles de la pratique.

Pourtant, à notre connaissance, seulement six études publiées (Chénier et Léger, 1991 ; Dawson et al., 1998 ; Elliott et al., 2002 ; Lamb, 1989 ; Martindale et Robertson, 1984 ; de Campos Mello et al., 2009) ont cherché à comparer les conditions simulées sur ergomètre et en navigation de la pratique de l'aviron. Ces travaux donnent des résultats relativement contradictoires. Si Chenier et Léger (1991) montrent que le débit de consommation maximale d'oxygène est similaire lorsqu'il est mesuré sur l'eau et sur différents ergomètres, de Campos Mello et al. (2009) montrent que le
temps réalisé sur 2000 m (distance olympique) par des rameurs experts est largement supérieur sur l'eau en skiff (bateau individuel) par rapport à cet exercice sur ergomètre. Il en résulte un coût métabolique bien supérieur en navigation. Par ailleurs, les vitesses calculées par l'ergomètre Concept II, ergomètre le plus utilisé par les chercheurs et les rameurs (les tests sélectifs de la plupart des principales équipes nationales et des compétitions utilisent cet ergomètre), ne correspondent pas aux vitesses de navigation en skiff. Cet élément est discuté dans le paragraphe III.5.2 et dans le projet de recherche (IV.4.2). De plus, Lamb (1989) montre que la cinématique des membres inférieurs et du tronc est similaire dans les deux conditions, alors que la cinématique des membres supérieurs est différente, ce qui n'est pas surprenant, du fait de mouvements dans le plan transversal en navigation. De plus, Martindale et Robertson (1984) montrent des différences énergétiques importantes, notamment du fait d'interactions bateau-rameur. Il y a donc, du point de vue mécanique, biomécanique et physiologique, des différences importantes entre les deux conditions de pratique. Les sensations sont également très importantes, puisque la glisse et l'hydrodynamique du bateau sont primordiaux pour la performance en navigation (Nolte, 2011), alors que ce n'est pas du tout le cas sur ergomètre. Dans ce contexte, nous avons réalisé des mesures électromyographiques (III.5.1) et une analyse psychologique (III.5.3) en navigation.

### III.5.1. Mesures en navigation : analyse des sollicitations musculaires (Guével et al., 2011 P25)

En 2002, l'expertise de Pascal Casari en terme d'instrumentation des structures navales nous a conduit à instrumenter un aviron de jauges d'extensométrie, dans le but de caractériser le torseur des efforts qu'il subit en navigation. Nos résultats ont mis en évidence différents patrons de chargement de l'aviron pour des rameurs de niveau national, ce qui permet d'analyser de manière précise et objective la technique des rameurs et l'efficacité du geste réalisé. Ce type de mesure, avec une instrumentation différente (cf., paragraphe III.5.3), est maintenant utilisé en routine à l'entraînement, par exemple au sein des équipes de France d'aviron. L'instrumentation mise en place (Figure 33) a ensuite été utilisée afin de déterminer de manière synchronisée les efforts et la puissance développée par des rameurs de niveaux national et international (n = 9, avec une durée d'entraînement hebdomadaire moyenne de 14 ± 2 h) et l'activité électromyographique (EMG) des muscles extenseurs et fléchisseurs du genou, principaux moteurs de la propulsion en aviron (Rodriguez et al., 1990).
<figure><img src="image_43.png" /></figure>

Figure 33: Instrumentation du rameur et du bateau pour les expérimentations. a- Potentiomètre placé sur la dame de nage pour mesurer l'angle de l'aviron par rapport à la direction d'avancement du bateau. b- Électrodes de surface placées sur les muscles vastus lateralis, vastus medialis, rectus femoris, semi tendinosus, et biceps femoris. L'angle du genou était mesuré avec un goniomètre électronique. c- Jauges de déformation placées sur l'aviron pour mesurer le couple de force produit par le rameur sur l'aviron par rapport au centre de rotation de la dame de nage. d- Toutes les mesures ont été échantillonnées sur un système portable étanchéifié (Myodata ®). Figure adaptée de Guével et al. (2011, P25)

Cette étude a permis de quantifier les niveaux de sollicitation de 5 muscles (i.e., *vastus lateralis*, *vastus medialis*, *rectus femoris*, *semi tendinosus*, et *biceps femoris*) lors de différentes séquences codifiées correspondant à des allures classiquement utilisées par les rameurs : B1 et B2 correspondant à des allures d'entraînement sur des durées allant de 30 à 120 min, départ arrêté et 500 m réalisés à allures maximales. Nous avons ainsi mis en évidence des niveaux d'activité importants des muscles *vastus lateralis* et *vastus medialis*. En effet, lors des séquences de B1 et B2, ils étaient compris entre 42 % et 51% des activités maximales enregistrées lors de contractions maximales isométriques, alors qu'ils atteignaient 72 % à intensité maximale. Nous avons également montré une activité élevée des muscles *biceps femoris* et *semi tendinosus* lors de la phase de propulsion, confirmant le rôle propulseur de ces muscles lors du geste d'aviron, probablement du fait de l'extension du tronc combinée à l'extension de la jambe en chaîne cinématique fermée. Une analyse par cross-corrélation des patrons EMG a mis en évidence des patrons différents entre les séquences B1 et B2 et les séquences à intensités maximales (Figure 34). Ce résultat indique que la coordination musculaire en navigation est spécifique en fonction de l'intensité de l'exercice, témoin indirect de la vitesse de bateau considérée, et il semble important d'entraîner les rameurs aux intensités utilisées lors des compétitions. Enfin, au cours de l'exercice maximal réalisé sur 500 m, nous avons mis en évidence une diminution significative de la puissance développée par le rameur,
qui n'était accompagnée d'aucune modification significative de l'activité des extenseurs du genou, mais d'une diminution significative de l'activité des muscles biceps femoris et semi tendinosus. Du fait du rôle de ces deux muscles dans la phase de propulsion, la diminution de leurs activités peut expliquer partiellement la diminution de la puissance produite au cours de l'exercice. Le niveau d'activité constant des extenseurs du genou alors que la puissance diminue pourrait également être le témoin d'une fatigue musculaire.

<figure><img src="image_44.png" /><figcaption>Figure 34 : Patterns EMG (normalisés par rapport au niveau d'activité moyen lors de la condition B1) des muscles vastus lateralis (VL), rectus femoris (RF) et semi tendinosus (ST). Figure adaptée de Guével et al. (2011, P25)</figcaption></figure>

Cependant, le nombre de muscles étudiés (3 muscles extenseurs et 2 muscles fléchisseurs de la jambe) était faible en regard du nombre de muscles impliqués. Une étude plus complète, avec des mesures EMG sur 23 muscles, a par la suite été réalisée sur ergomètre par une équipe du laboratoire (Turpin et al., 2011c; Turpin et al., 2011b; Turpin et al., 2011a) dans le cadre du projet Optimisation de la Performance en Sport Automobile et en Aviron (OPERF2A, financement : Région des Pays de la Loire). Cette étude a montré des résultats très différents de l'étude en navigation car les patrons EMG étaient similaires à différentes intensités d'exercice. Il semble donc que l'effet de l'intensité de l'exercice sur les patrons EMG soit différents en navigation et sur ergomètre, ce qui renforcerait l'importance des mesures en conditions écologiques. Une analyse plus complète des patrons EMG lors du geste d'aviron en navigation est ainsi prévue dans le projet de recherche qui suit (cf., IV.4).

**Publication associée au III.5.1 :**

P25. Guével A, Boyas S, Guihard V, Hug F, Cornu C, Nordez A. (2011). Thigh muscle activities during codified training sequences of on-water rowing. *International Journal of Sports Medicine*, 32(2): 109-16
### III.5.2. Mesures sur ergomètre : calcul de la puissance sur ergomètre Concept 2 (Boyas et al., 2006 P2)

Étant donnée la complexité de la mise en place des expérimentations in situ en navigation, la plupart des études en physiologie et biomécanique concernant l'aviron sont réalisées en laboratoire sur ergomètre. Le Concept II est l'ergomètre le plus fréquemment utilisé par les rameurs de haut niveau pour l'entraînement ainsi que pour les études scientifiques portant sur l'aviron. Il fournit une puissance développée et une vitesse de bateau simulée. Néanmoins, l'exactitude des mesures fournies par cet ergomètre, n'avait, à notre connaissance, pas été démontrée dans la littérature. C'est pourquoi nous avons mis en place une étude qui avait pour but de confronter les mesures de puissance fournies par l'ergomètre Concept II à celles fournies par des capteurs de force et de déplacement implantés sur ce même ergomètre. Les résultats de notre étude permettent de légèrement corriger les valeurs de puissance fournies par l'ergomètre afin de déterminer la puissance réellement développée par le rameur (Figure 35). Cette puissance est ensuite utilisée par l'ergomètre Concept II pour calculer la vitesse de bateau simulée. Les enjeux pratiques autour de ces calculs de vitesse sont importants puisque ces ergomètres sont utilisés pour réaliser des compétitions – des championnats de France et du monde sont même organisés – et la sélection des rameurs. Il est donc prévu, dans la partie projet (IV.4.2), de confronter le modèle de calcul de vitesse utilisé par le Concept II avec des mesures réelles en navigation.

<figure><img src="image_45.png" /></figure>

Figure 35 : Relation entre la puissance mesurée par l'ergomètre Concept II et les mesures réalisées par des capteurs de force et de déplacement. Ces données ont été obtenues sur une population de 12 sujets, composée de 6 novices et de 6 experts de niveau national. Figure issue de Boyas et al. (2006, P2)

**Publication associée au III.5.2 :**

P2. Boyas S, Nordez A, Cornu C, Guével A. (2006). Power measurements on rowing ergometer: mechanical sensors vs. Concept2© system. *International Journal of Sports Medicine*; 27 (10): 830-33
### III.5.3. Confrontation d'analyses biomécaniques et en ergonomie cognitive

(Sève et al., 2011 P30; PN2)

Dans le cadre de mon post-doctorat (2008-2009, financement OPERF2A, collaboration avec Jacques Saury et Carole Sève), nous avons confronté une analyse biomécanique de la performance avec les perceptions/sensations des rameurs analysées grâce à l'approche scientifique et technologique du cours d'action développé en ergonomie cognitive (Theureau, 2006). Pour cette étude, nous avons utilisé une instrumentation anglaise (Peach Innovations ®) qui se base sur des capteurs d'efforts et d'angle au niveau des dames de nage. Cette instrumentation est intégrée et légère, ce qui fait qu'elle est maintenant utilisée en routine à l'entraînement au sein du Pôle France/Espoir de Nantes, des équipes de France et de Grande-Bretagne d'aviron. Il semble que ces mesures mécaniques sont maintenant reconnues comme une aide à l'entraînement indispensable pour la pratique de haut niveau.

Les premiers travaux ont permis de montrer l'intérêt d'orienter l'analyse biomécanique par l'analyse du cours d'expérience des rameurs. Cela permet de diagnostiquer et d'expliquer les sensations des rameurs, ce qui peut être utilisé pour proposer des solutions afin de résoudre des problèmes récurrents vécus par les rameurs en navigation (Sève et al., 2011 P30; PN2). Une étude de cas a été réalisée sur un équipage en deux de pointe sans barreur féminin junior du Pôle Espoir de Nantes. L'analyse du cours d'expérience d'une des deux rameuses a mis en évidence une sensation récurrente « d'être poussée par sa coéquipière », et de ne pas avoir « le temps de poser son geste », alors que c'était justement le rôle de cette rameuse d'imposer le rythme au bateau (chef de nage). Cette sensation n'était pas partagée par sa coéquipière. Nous avons alors orienté l'analyse mécanique pour tenter d'objectiver et de mieux comprendre cette sensation. Nos résultats ont mis en évidence qu'elle s'explique principalement par des différences d'amplitudes et de vitesses sur le début de la phase de retour<fnref n="3" />. Nos résultats peuvent donc s'avérer utiles pour l'entraînement afin de mieux comprendre et de régler certains aspects techniques vécus comme des difficultés par les rameurs.

À terme, l'idée est de caractériser les paramètres mécaniques qui sont les plus pertinents pour les acteurs. De nouveaux outils d'aide à la performance pourront ainsi être proposés aux entraîneurs/rameurs. De plus, nos premiers résultats montrent que la coordination interpersonnelle en aviron résulte de processus d'ajustement fins et subtils que nous étudions actuellement pour mieux comprendre, in fine, les modalités d'interactions entre les rameurs au sein d'un équipage.

<footnote n="3">³ La phase de retour correspond à la phase non propulsive du geste d'aviron pendant laquelle les avirons sont hors de l'eau.</footnote>
Nous envisageons de poursuivre ces travaux dans le cadre du projet ANOPACy (cf., IV.4 et IV.4.3).

**Publications associées au III.5.3 :**

P30. Sève C, Nordez A, Poizat G, Saury J. (In press). Analysis performance in sport: contributions from a joint analysis of athletes' courses of experience and of mechanical indicators. *Scandinavian Journal of Medicine and Science in Sports*

PN2. Saury J, Nordez A, Sève C. (2010). Coordination interindividuelle et performance collective en aviron : apports d'une analyse conjointe du cours d'expérience des rameurs et de paramètres mécaniques. Contribution à l'analyse et à l'optimisation de performances sportives collectives. @ctivité, 7(2), 2-27

### III.5.4. Bilan et Perspectives

L'approche intégrée et pluridisciplinaire engagée a permis de s'intéresser à différents aspects de la performance en aviron. Nous nous sommes ainsi rapprochés de la pratique réelle en réalisant des expérimentations en navigation lors de compétitions et d'entraînements, avec des mesures mécaniques et électromyographiques et une approche d'ergonomie cognitive permettant d'analyser les sensations des rameurs. Des perspectives à ces travaux sont proposées dans la partie IV.4 du projet de recherche qui suit. De plus, en lien avec les éléments évoqués dans l'introduction de cette partie, il est nécessaire de mieux comprendre et caractériser les différences et points communs entre conditions réelles et simulées de pratique. Surtout, de nouveaux ergomètres ont été conçus pour se rapprocher des conditions réelles, mais il reste à évaluer dans quelle mesure ces ergomètres sont efficaces pour cela. Ces travaux sont également proposés dans la partie IV.4.
# Partie IV. Projet de recherche

Introduction.................................................................................. 121

IV.1 Caractérisation des propriétés mécaniques du système muscle-tendon passif.................................................................................. 127

IV.2 Caractérisation des propriétés mécaniques du système muscle-tendon lors de contractions.................................................... 137

IV.3 Observation en temps réel de l'ensemble muscle-tendon par échographie ultrarapide : interactions entre propriétés élastiques et contractiles.................................................................................. 142

IV.4 Analyses pluridisciplinaires de la performance en aviron........................................................................................................ 147
<figure><img src="image_46.png" /></figure>
Introduction

Le projet de recherche proposé se place dans la continuité des travaux présentés dans la synthèse et vise globalement à contribuer à une meilleure compréhension du fonctionnement du système musculo-tendineux via le développement et la validation de méthodes innovantes (cf., l'introduction et la Figure 1). Il est donc naturellement structuré autour des mêmes axes que dans la Partie III. Je ne présente toutefois pas de projet concernant l'axe « Caractérisation de la géométrie du système musculo-articulaire ». Même s'il existe des perspectives très intéressantes dans cet axe (cf., III.1), les études récentes tendent à montrer qu'il est nécessaire de caractériser la géométrie 3D et de réaliser des imageries par IRM ou Scanner (Hausselle et al., 2012 ; Sheehan, 2012 ; Wilson et Sheehan, 2009 ; Wilson et Sheehan, 2010). Ces méthodes d'imagerie sont onéreuses et difficilement accessibles. De nombreuses équipes ont maintenant acquis une avance certaine dans ce domaine, et si je devais dans l'avenir m'intéresser à la caractérisation géométrique, je pense qu'il serait intéressant de collaborer avec une de ces équipes.

Ce projet de recherche comporte donc quatre axes. Dans un premier temps, les études envisagées concernant la caractérisation des propriétés mécaniques de l'ensemble muscle-tendon en conditions passives (IV.1) et lors de contractions (IV.2) sont présentées. Les études qui visent à prolonger l'analyse des interactions faisceaux-aponévrose-tendon (IV.3) sont ensuite résumées. Enfin, les perspectives de recherches concernant l'analyse pluridisciplinaire de la performance en aviron sont détaillées (IV.4). De manière générale, je souhaite donner trois grandes orientations à mon activité scientifique dont les conséquences sur les axes du projet de recherche sont présentées
Figure 36.

**La première orientation** vise à tirer profit des innovations que représentent la méthode d'élastographie SSI et l'échographie ultrarapide pour l'étude du système muscle-tendon humain *in vivo*, dans le but de répondre à des questions fondamentales et appliquées sur le fonctionnement de ce système. Dans la partie IV.1, nous allons ainsi pouvoir nous appuyer sur nos premiers travaux en conditions passives (Maïsetti *et al.*, 2012 P34) qui ont montré que la mesure du module d'élasticité de cisaillement par la méthode SSI permet d'estimer le niveau de contrainte dans les muscles et de
déterminer la « slack length » d'un ensemble muscle-tendon (Lacourpaille et al., in press P39). Nous utiliserons notamment ce résultat pour quantifier la force transmise entre deux muscles adjacents au cours d'un étirement (cf., IV.1.4). Certains auteurs ont en effet montré lors d'expérimentation in vitro chez l'animal que certains muscles ne peuvent être considérés comme indépendants. Cependant, la question reste ouverte in vivo chez l'homme, puisqu'aucune étude n'a réussi à quantifier de manière directe l'amplitude de la transmission de force.

Dans la partie IV.2, nous allons nous appuyer sur nos résultats récents qui montrent que la mesure du module d'élasticité de cisaillement par SSI permet de quantifier les variations de contrainte ou de force au sein d'un muscle lors de contractions isométriques (Bouillard et al., 2011b P28), y compris lors de tâches fatigantes (Bouillard et al., 2012a P38). Nous allons notamment nous intéresser à la comparaison entre contractions volontaires et électrostimulées (IV.2.3), ainsi qu'aux effets d'une douleur locale induite par injection d'une solution saline sur la distribution de la contrainte au sein d'un muscle (IV.2.2). L'étape suivante consiste à étendre nos travaux à des contractions dynamiques. Pour cela, il s'avère nécessaire de montrer que la mesure du module d'élasticité de cisaillement reste une estimation fiable de la force produite par le muscle lorsque la longueur et la vitesse de contraction sont modifiées, et donc que cette mesure permet de reconstruire les relations caractéristiques force-longueur et force-vitesse d'un muscle (IV.2.4). De nombreuses applications sont ensuite envisagées, notamment des comparaisons avec les forces estimées par des modélisations musculaires qui sont couramment mises en place dans la littérature pour estimer la force produite par un muscle. L'enjeu est de valider les différentes modélisations développées, chose impossible tant qu'aucune méthode expérimentale est disponible (Erdemir et al., 2007).

Les études qui visent à étudier les interactions faisceaux-aponévrose-tendon au moyen de l'échographie ultrarapide sont présentées dans le paragraphe IV.3. Alors que la majorité des études sur ce thème dans la synthèse concernaient le délai électromécanique, je souhaite m'intéresser spécifiquement à deux nouvelles problématiques. La première concerne la relation force-vitesse et la mesure de la vitesse maximale de contraction (IV.3.4). La seconde est en rapport avec ce qui peut être considéré comme un paradoxe dans la littérature (IV.3.2). En effet, plusieurs études récentes montrent que d'un coté il est avantageux de posséder des structures tendineuses souples pour l'efficacité du cycle étirement-détente lors de la locomotion (Ishikawa et al., 2005a ; Ishikawa et al., 2007 ; Lichtwark et al., 2007 ; Lichtwark et Wilson, 2007). D'un autre coté, de nombreuses études indiquent que des protocoles d'entraînements en isométrique (Kubo et al., 2002b), en pliométrie (Fouré et al., 2010b ; Kubo et al., 2007) ou en excentrique (Mahieu et al., 2008) induisent une
augmentation de la raideur du tendon. Ces protocoles qui globalement permettent d'améliorer
certaines performances pourraient donc également réduire l'efficacité du cycle étirement-détente.
L'objectif est donc de mesurer directement les effets de protocoles d'entraînement induisant des
augmentations de la raideur du tendon sur les interactions faisceaux-aponévrose-tendon lors de
tâches telles que la marche, la course ou le saut.

La seconde orientation vise à engager des études cliniques via les différentes méthodes ou protocoles développés au laboratoire, soit pour proposer de nouvelles méthodes quantitatives d'évaluation, soit pour mieux comprendre les effets de pathologies neuromusculaires et de traumatismes musculo-tendineux. À court terme, quatre principales études sont proposées. La première vise à étudier les effets d'une rupture du tendon d'Achille sur l'élasticité locale du tendon (IV.1.2). Nous pensons que ce projet pourrait être particulièrement intéressant pour étudier le processus de régénération du tendon suite à une rupture, ainsi que pour analyser et comparer les effets de différentes thérapies chirurgicales ou non. La seconde s'intéresse aux effets de dommages musculaires, afin de contribuer à mieux comprendre l'origine des augmentations de raideur passive suite à un protocole de contractions excentriques (IV.1.3). La troisième concerne l'analyse quantitative des « points triggers » qui peuvent être détectés par palpation manuelle comme une augmentation locale de l'élasticité (IV.1.6). Enfin, un protocole ambitieux est sur le point d'être lancé pour étudier les effets de pathologies neuromusculaires (Dystrophie musculaire de Duchenne, DMD, Dystrophie Myotonique, DM, et Syndrome de Brody) sur l'élasticité locale du muscle mesurée au repos avec SSI (IV.1.5) et sur le délai électromécanique mesuré par échographie ultrarapide pour quantifier la contribution des différents composants de ce délai (IV.3.3). L'objectif est alors de proposer des méthodes d'évaluation non invasives et quantitatives permettant de suivre les effets de ces pathologies, tout en contribuant à mieux comprendre leurs effets délétères. Des perspectives sont également envisagées pour utiliser ces techniques sur un modèle canin de Dystrophie Musculaire de Duchenne sur lequel est actuellement testés une thérapie cellulaire.

Dans les travaux présentés dans la synthèse, je me suis principalement intéressé à des mouvements mono-articulaires réalisés sur ergomètres segmentaires. Si ces conditions expérimentales présentent l'avantage d'être relativement aisées à standardiser, elles présentent l'inconvénient d'être assez éloignées de tâches de la vie quotidienne ou de pratiques sportives. La troisième orientation vise donc à s'intéresser à des tâches plus complexes telles que la marche, la
course ou le geste d'aviron, pour lesquelles il s'avère nécessaire de réaliser des analyses
cinématiques et dynamiques 3D. Au laboratoire, nous avons récemment acquis des plates-formes de
force et un capteur multi-composantes (Sensix ®, Poitiers, France) qui nous permettent d'initier des
analyses dynamiques 3D complémentaires des analyses classiques réalisées sur ergomètres
segmentaires. En revanche, nous ne disposons actuellement pas de système de mesures
cinématiques 3D. Afin d'étendre notre champ de compétences, nous avons prévu d'acquérir un
système d'analyse du mouvement en petit volume grâce au financement obtenu auprès du FEDER.
Dans un premier temps, nous allons mettre en place ces mesures cinématiques dans le cadre du
projet ANOPACy portant sur l'aviron (cf., IV.4). Cela pourra être réalisé en collaboration avec le Dr
Vincent Fohanno (ATER) nouvellement arrivé au laboratoire. Ces travaux seront menés en
collaboration avec l'Institut Pprime et le Dr Floren Colloud qui sont spécialisés dans les analyses
cinématiques et dynamiques 3D du mouvement humain. Dans un second temps, les mesures
cinématiques seront utilisées pour compléter les mesures réalisées sur ergomètres segmentaires
(IV.3.4). Il est en effet connu que les ergomètres du commerce ne sont pas suffisamment rigides et il
s'avère important de prendre en compte ces effets en mesurant la cinématique (Arampatzis et al.,
2008 ; Magnusson et al., 2001). Jusqu'ici nous utilisions des goniomètres électroniques qui vont
donc être avantageusement remplacés par des mesures cinématiques 3D. Par la suite, nous
envisageons d'étudier les relations entre la réalisation de mouvements explosifs mono et pluri-
articulaires, pour lesquels l'analyse cinématique sera indispensable (IV.3.4). De plus, l'étude
envisagée pour déterminer les effets de protocoles d'entraînements sur les interactions faisceaux-
aponévrose-tendon lors de tâches locomotrices nécessite une analyse cinématique du membre
inférieur (IV.3.3). Il ne fait également aucun doute qu'au fur et à mesure du développement des
mesures cinématiques au sein du laboratoire, nous allons mettre en place de nouveaux projets
nécessitant ce type d'analyses qui sont très complémentaires de celles actuellement développées.
<figure><img src="image_47.png" /></figure>

Figure 36 : Représentation schématique de l'influence des grandes orientations (en noir) méthodologiques (à gauche) et thématiques (à droite) sur les quatre parties présentées dans le projet de recherche (IV.1, IV.2, IV.3 et IV.4). La méthode Supersonic Shear Imaging (SSI) alimentera principalement les parties IV.1 et IV.2 pour l'estimation de la tension passive dans les muscles et les tendons, alors que l'échographie ultrarapide permettra des études originales présentées dans la partie IV.3. Ces travaux permettront de contribuer à une meilleure compréhension du fonctionnement du système musculo-tendineux. Les parties IV.1 et IV.3 permettront de mettre en place des études visant à analyser les effets de pathologies neuromusculaires telle que la dystrophie musculaire de Duchenne (DMD) ou de traumatismes musculo-tendineux. L'étude de tâches plus complexes débutera par la mise en place de mesures cinématiques et dynamiques 3D au sein de notre laboratoire via la partie IV.4 et le projet ANOPACy concernant l'aviron. Ces méthodes seront ensuite exploitées dans différentes études, et particulièrement celles intégrées dans la partie IV.3

Les travaux proposés dans ce projet intègrent pleinement le programme scientifique de l'EA 4334 « Motricité, Interactions, Performance », et s'insèrent principalement dans l'axe 1 intitulé « Fonction neuromusculaire : de la commande au mouvement ». Au-delà des contributions scientifiques, ce projet de recherche doit également **contribuer aux objectifs prioritaires** de développement de notre laboratoire (EA 4334) pour l'habilitation en cours (2012-2016) afin de préparer la prochaine évaluation et habilitation. Je pense que cette contribution pourrait se situer
principalement à quatre niveaux. Tout d'abord, il devrait contribuer au développement du rayonnement international du laboratoire *via* des publications scientifiques de qualité dans des revues internationales reconnues, des communications en congrès internationaux et la prolongation et le renforcement des collaborations internationales engagées avec l'University of Queensland (cf., IV.2.2) et l'Auckland University of Technology (cf., IV.1.2). Ensuite, la collaboration envisagée avec la société Supersonic Imagine (IV.2.4) qui développe et commercialise l'échographe Aixplorer devrait contribuer à la valorisation industrielle de nos résultats et le renforcement des liens de notre laboratoire avec le monde socio-économique. Le troisième niveau concerne la recherche de financement et la diversification des organismes qui financent les travaux du laboratoire. Après plusieurs tentatives, nous envisageons de déposer un nouveau projet auprès de l'ANR en 2014 concernant l'estimation des forces musculaires par élastographie (cf., IV.2.4). À plus long terme, une réflexion sera engagée concernant le dépôt d'un projet européen par exemple dans le cadre du PCRD. Enfin l'étude présentée dans le paragraphe IV.4.3 vise à confronter des analyses biomécaniques et en ergonomie cognitive de la performance en aviron. Elle se place donc à l'interface entre les axes 1 (Adaptations de la fonction neuromusculaire) et 2 (Dynamique des adaptations psychologiques humaines) du laboratoire, et le développement de ce type de projet est particulièrement important pour appuyer la cohérence globale des thématiques scientifiques portées par le laboratoire.

Dans les parties suivantes, des exemples non exhaustifs d'études qui seront réalisées à court ou moyen terme, sont proposées et intégrées dans les quatre axes du projet. Ces projets d'études ne sont bien sûr pas du tout au même stade d'avancement, puisque pour certaines les expérimentations sont terminées, certaines expérimentations vont commencer prochainement ou sont planifiées, alors que d'autres ne sont qu'au stade d'idées d'études futures. La répartition de ces études au sein des axes de recherche et leurs contributions aux grandes orientations proposées dans cette introduction sont résumées dans la Figure 36.
# IV.1. Caractérisation des propriétés mécaniques du système muscle-tendon passif

Cette partie contribuera plus particulièrement à deux orientations avancées dans l'introduction du projet de recherche. Tout d'abord, les études présentées dans les paragraphes IV.1.1, IV.1.3 et IV.1.4 sont des exemples d'utilisations de la technique SSI pour estimer la tension passive dans les tissus dans différentes situations afin de mieux comprendre le fonctionnement du système muscle-tendon. Les autres études visent ensuite à s'intéresser aux effets de traumatismes musculo-tendineux (IV.1.2, IV.1.3, IV.1.6) ou de pathologies neuromusculaires (IV.1.5) sur les propriétés élastiques du muscle et du tendon.

## IV.1.1. Mesure de la « slack length » des gastrocnemii et du tendon d'Achille par élastographie

L'étude présentée dans le paragraphe III.2.3.1 a montré que la mesure du module d'élasticité par SSI permet d'estimer le niveau de tension passive dans les muscles (Maïsetti et al., 2012 P34). Nous avons alors réalisé des mesures similaires sur le tendon d'Achille lors de flexions dorsales passives afin de déterminer si nous sommes capables de mesurer l'élasticité locale du tendon. Nos résultats préliminaires se sont avérés satisfaisants concernant la faisabilité, avec des images échographiques de très bonne qualité, et des cartes d'élasticité montrant très clairement le tendon comme étant beaucoup plus raide que les tissus alentours (Figure 37-A). Nous avons également constaté une augmentation très nette du module d'élasticité de cisaillement avec le niveau d'étirement (Figure 37-B).

Mais ces résultats préliminaires s'avèrent également surprenants. Dans la position étudiée (jambe tendue), nous nous attendions en effet à trouver une « slack length » du tendon d'Achille correspondant à la « slack length » des gastrocnemii, ces deux muscles étant les seules structures bi-articulaires qui croisent l'articulation de la cheville. Comme cela est montré Figure 37-B, le module d'élasticité de cisaillement du tendon commençait à augmenter bien avant celui des gastrocnemii, ce qui indique que d'autres structures commenceraient à étirer le tendon avant ces muscles. Les résultats préliminaires semblent également indiquer que la « slack length » du tendon est indépendante de l'angle du genou, confirmant que les gastrocnemii ne seraient pas les structures qui
produisent de la tension en premiers lors d'une flexion dorsale passive.

<figure><img src="image_48.png" /></figure>

Figure 37 : Résultats préliminaires obtenus pour un sujet lors d'une flexion dorsale passive. Le module d'élasticité de cisaillement est mesuré sur le tendon d'Achille (TA) et les deux chefs du gastrocnemii. A- Cartographies d'élasticité obtenues sur le tendon d'Achille (TA) à 25° de flexion plantaire et 10° en flexion dorsale. B- Relations module d'élasticité-angle montrent une slack length correspondant à 35° en flexion plantaire pour le TA et 15° en flexion plantaire pour le gastrocnemius medialis (GM)

Afin de confirmer ces résultats, 12 sujets ont réalisé des flexions dorsales passives à 80° ; 40° et 0° d'angle du genou (0°, correspondant à la jambe tendue), avec des mesures de modules d'élasticité de cisaillement réalisées par SSI successivement sur le *gastrocnemius lateralis*, le *gastrocnemius medialis*, et le tendon d'Achille. Ces données sont en cours de traitement, et nous recherchons quelle(s) structure(s) pourrait(aient) provoquer l'augmentation précoce du module d'élasticité de cisaillement du tendon d'Achille.

**Avancement- Faisabilité.** Les expérimentations de cette étude sont terminées. Les traitements et interprétations sont actuellement réalisés en collaboration avec Olivier Maïsetti et François Hug (MIP EA 4334).

## IV.1.2. Effets d'une rupture du tendon d'Achille sur le module d'élasticité du tendon

Nos résultats préliminaires présentés dans le paragraphe précédent (Figure 37) montrent que la méthode d'élastographie SSI s'applique parfaitement au tendon, à condition de ne pas le placer sous un niveau de tension trop élevé, du fait de la limite de saturation à 266 kPa. Dans le prolongement des études présentées au paragraphe III.2.1 et dans le paragraphe précédent, il nous semble que les mesures de module d'élasticité de cisaillement par SSI seraient particulièrement intéressantes à appliquer sur des cas de rupture du tendon d'Achille. Il est en effet bien connu que,
quel que soit le type de traitement appliqué, le tendon réparé va perdre de son élasticité du fait des processus de synthèse du collagène (e.g., Krapf et al., 2012). Un des objectifs de la phase de rééducation est alors de rendre son élasticité au tendon, tout en restaurant une limite à rupture suffisamment élevée. L'objectif de cette étude sera donc de quantifier, pour la première fois in vivo chez l'homme, ces modifications d'élasticité locales du tendon grâce à la technique d'élastographie SSI juste après une procédure thérapeutique (chirurgicale ou non). Nous envisageons de réaliser des mesures au repos à un angle articulaire induisant une tension minimale pour le tendon, sur la zone réparée et des zones saines, sur la jambe lésée et la jambe controlatérale.

Cette étude sera menée en collaboration avec Peter McNair (Professor, Auckland University of Technology), qui dispose de moyens financiers pour recruter un contractuel, afin de prendre en charge les expérimentations et le traitement des données. Il est également envisagé de contacter très prochainement les services de Chirurgie Orthopédique et Traumatologique et/ou de Médecine Physique et de Réadaptation du CHU de Nantes afin de les informer de cette intention d'étude. Au-delà de l'aspect fondamental qui vise à déterminer l'élasticité locale d'un tendon ayant subi une rupture, cette étude peut potentiellement fortement intéresser ces services pour deux principales raisons. Tout d'abord, il est possible par élastographie de mesurer l'élasticité locale du tendon au repos. Cela n'est pas possible avec les autres méthodes qui impliquent de réaliser des contractions ou des étirements passifs qui peuvent s'avérer dangereux pour un tendon venant d'être soigné après une rupture. Ainsi, dans la littérature, les études réalisées in vivo sont généralement réalisées 6 mois voire un an après la rupture, alors que des études réalisées in vitro tendent à montrer que la phase initiale est primordiale (Kangas et al., 2003). Ensuite, cette technique pourrait être utilisée pour comparer différents traitements appliqués aux tendons rompus. Il existe en effet différentes méthodes, opératoires ou non, et leur efficacité est actuellement discutée (Khan et al., 2005). Nous pensons donc que la mesure du module d'élasticité par SSI pourrait être particulièrement pertinente dans ce contexte.

**Avancement - Faisabilité.** Cette étude est au stade d'idée. Une collaboration devra être mise en place avec un service du CHU de Nantes. Cette étude pourra bénéficier de l'expertise de Peter McNair (Auckland University of Technology, AUT) concernant la problématique de la rupture du tendon d'Achille. Un financement de l'AUT, pourra également être utilisé pour recruter un contractuel afin de réaliser les expérimentations.
IV.1.3. Caractérisation des propriétés mécaniques passives du biceps brachii par élastographie - Effets de dommages musculaires

Dans le prolongement de l'étude portant sur la « slack length » du biceps brachii (cf., III.2.3.1), nous souhaitons étudier le cycle complet de charge-décharge au cours d'un étirement passif. Il reste en effet à déterminer dans quelle mesure la relation module d'élasticité – angle présente ou non un hystérésis. Il est bien connu que la relation force-longueur des tissus biologiques, du fait de leur viscoélasticité, présente un hystérésis, et nous souhaitons savoir si la mesure du module d'élasticité de cisaillement permet de refléter cette propriété. Cette étude va se prolonger par l'analyse des effets d'étirements cycliques. Au cours de ma thèse, nous avions en effet montré une diminution de l'hystérésis lors de la réalisation de cinq cycles de charge-décharge passifs (Nordez et al., 2008a P5). Nous souhaitons donc également déterminer si le module d'élasticité de cisaillement est diminué au cours des cycles de charge-décharge.

Douze sujets vont réaliser deux séries de cinq cycles d'extensions-flexions passives du coude à 2°.s⁻¹ avec la sonde échographique placée sur le ventre du biceps brachii. Une pause de 15 min sera respectée entre chaque série. Nous allons ainsi mesurer de manière synchronisée l'angle articulaire, le couple passif développé au niveau de l'articulation du coude et le module d'élasticité de cisaillement par SSI. L'activité EMG des deux chefs du biceps brachii sera également enregistrée et visualisée en temps réel par le sujet et l'expérimentateur afin de vérifier que le muscle est bien inactif au cours de l'étirement. Les deux séries serviront ensuite à analyser la répétabilité des mesures effectuées. L'analyse des relations module d'élasticité-angle va ainsi nous permettre de déterminer si celles-ci présentent un hystérésis et si elles sont modifiées au cours des étirements cycliques.

Une fois validé, ce protocole servira à étudier les effets de dommages musculaires. Il est bien connu qu'une séance excentrique va induire des dommages qui entraînent une augmentation de la raideur passive du système musculo-articulaire (Chleboun et al., 1998 ; Howell et al., 1993 ; Whitehead et al., 2001). Deux principales hypothèses ont été formulées pour expliquer cette augmentation. i) Du fait d'un processus inflammatoire, les dommages musculaires vont induire une augmentation du volume musculaire, ce qui pourrait alors augmenter la pression intramusculaire et expliquer l'augmentation de la raideur passive (Howell et al., 1993). Des études ont toutefois montré que l'augmentation de raideur passive survient de manière anticipée (i.e., quelques heures après l'exercice) par rapport à l'augmentation du volume musculaire (i.e., 24 à 48 h après l'exercice) (Chleboun et al., 1998 ; Howell et al., 1993). ii) Une perturbation de l'homéostasie calcique
(Balnave et Allen, 1995 ; Balnave *et al.*, 1997) qui induirait une augmentation du nombre de ponts d'actine-myosine résiduels (Fridén et Lieber, 1998). Cette hypothèse semble corroborée par l'analyse des relations couple-angle passives *in vivo* (cf., II.1.4) qui montre une chute de couple bien plus importante lorsque le groupe musculaire considéré a subi une séance excentrique induisant des dommages (Proske et Morgan, 2001 ; Whitehead *et al.*, 2001). Toutefois, *in vivo* la relation couple-angle inclut de nombreuses structures (muscle, tendon, articulation, peau...), et des études plus récentes montrent que les structures tendineuses contribuent significativement à la production du couple passif (Herbert *et al.*, 2011 ; Herbert *et al.*, 2002). La simple analyse des relations couple-angle passives et des modifications de couple au cours d'étirements cycliques ne permet donc pas de conclure que l'augmentation de la raideur passive s'explique par une augmentation du nombre de ponts d'actine-myosine résiduels. Nous souhaitons donc étudier les modifications de la relation module d'élasticité-angle au cours d'étirements cycliques afin de comparer le module d'élasticité de cisaillement et les variations de module au cours de cinq cycles de charge-décharge entre un bras ayant subi des dommages musculaires et le bras controlatéral. Nous émettons l'hypothèse d'une augmentation du module d'élasticité de cisaillement sur le bras ayant subi l'exercice excentrique. Si les modifications du module d'élasticité de cisaillement au cours des cycles de charge-décharge devaient s'avérer plus importantes sur ce bras, cela tendrait à confirmer la présence d'un plus grand nombre de ponts d'actine-myosine du fait de la perturbation de l'homéostasie calcique. Afin de déterminer si ces modifications sont synchrones ou non avec l'apparition de l'œdème, nous réaliserons des IRM pondérées en T2 (Akima *et al.*, 2004 ; Fisher *et al.*, 1990 ; Nosaka et Clarkson, 1996).

Les pré-expérimentations ont déjà eu lieu et 10 sujets participeront à cette étude. Elle se déroulera au sein du Laboratoire de Physiologie et Biomécanique (Mission Recherche) de l'INSEP en collaboration avec Gaël Guilhem et Antoine Couturier. 4 séances de tests seront réalisées la veille, 1 h après, 2 jours après et 21 jours après une séance d'exercices excentriques.

**Avancement - Faisabilité.** Ces expérimentations sont en cours et se déroulent dans le cadre de la thèse de Lilian Lacourpaille, en collaboration avec François Hug (MIP EA 4334) Gaël Guilhem et Antoine Couturier (Mission recherche, INSEP). Les expérimentations se déroulent au sein de l'INSEP, afin de réaliser des IRM T2 dans les mêmes sessions de tests que pour les mesures par SSI.
IV.1.4. Étude de la transmission de la force entre les muscles par élastographie

Les modélisations biomécaniques émettent généralement l'hypothèse que les muscles sont des producteurs de force indépendants les uns des autres (e.g., Buchanan *et al.*, 2004 ; Erdemir *et al.*, 2007 ; Zajac, 1989). Cependant, des résultats expérimentaux obtenus *in situ* sur muscle animal (Huijing, 2009 ; Maas et Lichtwark, 2009) et *in vivo* chez l'homme (Bojsen-Møller *et al.*, 2010) montrent que certains muscles sont mécaniquement liés, ce qui implique une transmission de la force produite par un muscle *via* un muscle adjacent. Ainsi, Bojsen-Møller *et al.* (2010) ont utilisé l'imagerie échographique pour montrer que la longueur des faisceaux du muscle *soleus* augmente de manière importante au cours d'extensions passives du genou à un angle articulaire de la cheville fixé. Le muscle *soleus* étant monoarticulaire et ne croisant pas l'articulation du genou, cela signifie qu'une partie de la tension passive développée par les *gastrocnemii* (biarticulaires et croisant l'articulation du genou) est transmise au *soleus*, et que les muscles du *triceps surae* ne peuvent être considérés comme indépendants. Cependant, cette étude a mesuré des déplacements par échographie, et du fait de la relation contrainte-déformation non linéaire des tissus biologiques, il est possible que des déplacements soient transmis d'un muscle à l'autre avec une transmission d'effort négligeable. Il s'avère donc nécessaire de quantifier la transmission de force entre les deux muscles pour déterminer l'implication fonctionnelle de cette transmission. C'est ce qu'ont tenté de faire récemment Tian *et al.* (2012). À partir d'une modélisation de la contribution des muscles au couple passif, les résultats de cette étude tendent à montrer que la transmission de force est négligeable. Toutefois, la modélisation développée reste difficile à valider, et une expérimentation est nécessaire pour confirmer les résultats de cette étude.

Ayant montré que la mesure du module d'élasticité par SSI peut permettre de quantifier les variations de tension passive au sein d'un muscle (Maïsetti et al., 2012 P34), nous envisageons d'estimer la force transmise des gastrocnemii au soleus lors d'une extension passive de la jambe. Nous allons donc reproduire la même expérimentation que celle de Bojsen-Moller et al. (2010), avec des mesures de module d'élasticité de cisaillement sur le muscle soleus. Cependant, ce muscle est profond sur sa partie proximale, et sur la partie superficielle distale des tissus tendineux raides semblent perturber la propagation des ondes de cisaillement. Cela explique pourquoi nous éprouvons des difficultés à réaliser des mesures par la méthode SSI sur le muscle soleus avec notre sonde échographique (SL 15-4, Bande de fréquence : 4-15 MHz). Des essais réalisés, lors d'une visite au sein de l'entreprise Supersonic Imagine, avec une sonde de fréquence ultrasonore
inférieure (i.e., SL 10-2, Bande de fréquence : 2-10 MHz) ont montré que les mesures sur le muscle soleus sont facilement réalisables avec cette nouvelle sonde. Dans le cadre du financement obtenu auprès du FEDER, nous allons donc réaliser l'achat de cette sonde pour mener à bien cette expérimentation.

**Avancement - Faisabilité.** Cette étude est au stade d'idée. La faisabilité des mesures sur le muscle soleus a été montrée avec une sonde (2-10 MHz). Le financement FEDER sera utilisé afin de financer cette nouvelle sonde. De plus, le chercheur post-doctorant du projet FEDER prendra en charge cette étude.

### IV.1.5. Effets de pathologies neuromusculaires sur le module d'élasticité des muscles au repos

Les évaluations non-invasives de la fonction neuromusculaire sont nécessaires pour le suivi des myopathies, et ce particulièrement dans le contexte du développement de thérapies. Pour cela, des évaluations semi-quantitatives comme le testing manuel sont réalisées en clinique (Medical Research Council 1943 ; Brooke *et al.*, 1981). Même si ces évaluations restent très utiles dans la pratique clinique pour le suivi des pathologies, ces méthodes présentent également des limitations, principalement du fait de la subjectivité, de la non-linearité des mesures et d'effets seuils. De plus, elles ne permettent pas, ou difficilement, la mise en place d'études statistiques robustes nécessaires pour démontrer l'efficacité d'un potentiel traitement (i.e., essais cliniques des thérapies géniques et cellulaires). Des mesures quantitatives peuvent alors être réalisées en utilisant un ergomètre pour mesurer le couple développé lors d'une contraction maximale volontaire (Munsat, 1990). Cependant, lors de telles mesures, des facteurs psychologiques et de motivation peuvent influencer les résultats et réduire la pertinence de ces mesures chez des patients (Hogrel, 2005). Diverses études ont également montré que les propriétés mécaniques du muscle sont dramatiquement atteintes dans diverses pathologies telles que la Dystrophie Musculaire de Duchenne (Cornu *et al.*, 2001), l'hyperthyroïdie (Bensamoun *et al.*, 2007) ou la sclérose en plaque (Hoang *et al.*, 2009 ; Rizzo *et al.*, 2004). Ces résultats indiquent que les propriétés mécaniques peuvent fournir des informations pertinentes pour la pratique clinique. Cependant, les approches « classiques » de caractérisation de ces propriétés présentées aux paragraphes II.1.3 et II.1.4 impliquent l'utilisation d'ergomètres spécifiques à chaque articulation, et les propriétés de différents muscles ne peuvent être étudiées de manière simple. De plus, ces approches nécessitent la réalisation de contractions musculaires ou d'étirements passifs qui peuvent s'avérer douloureux pour les patients.

La méthode d'élastographie SSI permet d'étudier rapidement et simplement de nombreux
muscles au repos. Par exemple, nous avons montré qu'il suffit de 20 min pour mesurer le module d'élasticité de cisaillement de 9 muscles au repos de manière reproductible (Lacourpaille et al., 2012a P35). Nous sommes ainsi convaincus que cette technique peut s'avérer très pertinente pour l'évaluation des effets de certaines pathologies neuromusculaires. Nous avons donc mis en place des collaborations avec Jean-Yves Hogrel (Directeur du Laboratoire de Physiologie Neuromusculaire de l'Institut de Myologie) et Yann Péréon (PU-PH, Directeur du Centre de Référence des maladies rares de Nantes) afin de comparer le module d'élasticité musculaire de patients atteints de myopathies et de sujets sains. La demande d'autorisation auprès du Comité de Protection des Personnes (CPP) est maintenant acceptée et prévoit de s'intéresser à la Dystrophie Musculaire de Duchenne (DMD), la Dystrophie Myotonique (DM) et le Syndrome de Brody. L'objectif de cette étude, qui est réalisée dans le cadre de la thèse de Lilian Lacourpaille, est de déterminer le niveau de sensibilité des mesures réalisées et d'apprécier la potentielle pertinence clinique de l'utilisation de la méthode SSI pour l'étude du muscle pathologique.

Nous nous intéressons également au chien Golden Retriever, qui est un modèle animal utilisé par une équipe nantaise (Karl Rouger, Thibault Larcher, Yan Chérel, UMR PanTher INRA-ONIRIS 703) pour réaliser des essais de thérapies cellulaires afin de soigner des chiens porteurs de la Dystrophie Musculaire de Duchenne (modèle GRMD). Les premiers résultats de cette équipe s'avèrent très prometteurs (Rouger et al., 2011) et nous cherchons à déterminer si les mesures de module d'élasticité de cisaillement par SSI peuvent permettre de quantifier les effets de la pathologie et des traitements qui sont actuellement testés sur ce modèle canin. Nous avons réalisé une expérimentation pilote sur un chien sain anesthésié et nous avons montré que les mesures de module d'élasticité de cisaillement du muscle au repos sont reproductibles (CV < 10 %) entre deux sessions séparées de 15 jours. L'étape suivante est de faire des mesures sur un chien atteint de DMD afin de déterminer la sensibilité de nos mesures qui pourraient par la suite être utilisées pour réaliser un suivi de certains muscles de chiens atteints de DMD, ainsi que de chiens atteints de la même pathologie mais bénéficiant de thérapies cellulaires.

L'enjeu de ces études est de proposer un nouvel outil d'évaluation non invasif de la qualité des muscles et de leur atteinte par une pathologie. Bien que nous soyons aux prémisses de cette étude, cette perspective est une source de motivation incomparable pour poursuivre dans cette voie.
**Avancement - Faisabilité.** Ces études bénéficieront des financements obtenus auprès du FEDER et de l'AFM et intègrent la thèse de Lilian Lacourpaille. Elles seront réalisées en collaboration avec Arnaud Guével, François Hug (MIP EA 4334). La demande auprès du CPP a été acceptée pour la 1ère partie (patients), et elle fera l'objet d'une collaboration avec Jean-Yves Hogrel (Institut de Myologie) et Yann Péréon (PU-PH, Centre de Référence des maladies rares, CHU de Nantes). La faisabilité a été montrée pour la seconde partie (chiens), qui se déroulera en collaboration avec Karl Rouger, Thibault Larcher et Yan Chérel (UMR PanTher INRA-ONIRIS 703).

### IV.1.6. Analyse quantitative des points triggers par élastographie

La prévalence des douleurs musculo-squelettiques (e.g., lombalgies, trapezalgies, scapulalgies, douleurs chroniques diffuses) est actuellement deux à trois fois plus importante qu'il y a 40 ans (Harkness et al., 2005), au point que la gestion des douleurs musculo-squelletiques aiguës ou chroniques représente un réel enjeu de santé publique. Parmi ces douleurs, les « points triggers » sont des zones d'hypersensibilité dans un muscle ou un fascia localisées dans des bandelettes de fibres musculaires apparaissant tendues à la palpation (« taut band »). Ces « points triggers » peuvent entraîner des troubles fonctionnels et des pertes d'amplitudes de mouvement. La prise en charge des « points triggers » est actuellement principalement assurée par les kinésithérapeutes et les ostéopathes qui mettent en œuvre diverses pratiques manuelles pour les estomper ou les faire disparaître. Il s'avère toutefois difficile de quantifier l'efficacité de ces traitements et de les comparer. En effet, les « points triggers » sont détectés par palpation comme des « points durs » par le praticien, mais cette évaluation reste très subjective et non quantitative. Plusieurs études récentes ont proposé de quantifier l'élasticité des « points triggers » par élastographie qui semble être la seule méthode quantitative adaptée dans la littérature (Ballyns et al., 2011 ; Chen et al., 2008 ; Shankar et Reddy, 2012 ; Sikdar et al., 2008). Ainsi, Chen et al. (2008) ont détecté des points triggers par élastographie par résonance magnétique en quantifiant les variations d'élasticité associées à leur présence (Chen et al., 2008). Étant donné le coût et la difficulté d'accès à l'IRM, il semble délicat d'envisager des applications cliniques pour cette technique dans le cas des « points triggers ». En revanche, de nombreux praticiens disposent d'échographes, et les méthodes d'élastographie basées sur l'utilisation des ultrasons semblent plus adaptées. Trois études ont ainsi montré que la sonoélastographie (cf., II.3.2) peut également permettre de détecter les « points triggers » (Ballyns et al., 2011 ; Shankar et Reddy, 2012 ; Sikdar et al., 2008). Du fait de sa grande sensibilité et reproductibilité, nous pensons que la méthode SSI peut s'avérer avantageuse dans ce contexte. Contrairement à la sonoélastographie, elle ne nécessite pas de vibreur externe et s'avère donc plus simple à mettre en œuvre.
Cette thématique est actuellement portée par Céline Heslan, étudiante en M2 (2012-2013) et en dernière année d'École d'Ostéopathie. Lors de son mémoire de M1, elle s'est tout d'abord familiarisée avec les mesures échographiques et la technique SSI. Son travail a ensuite permis d'étendre l'étude de reproductibilité du module d'élasticité de cisaillement musculaire au repos (Lacourpaille et al., 2012 P35) à des muscles propices à la formation de « points triggers » tels que les muscles paravertébraux et le trapèze. L'objectif de son M2 est alors d'essayer de quantifier la variation d'élasticité entre un « point trigger » et un tissu sain, puis d'étudier et comparer les effets de différents traitements manuels sur ces zones pathologiques et le retour vers des caractéristiques élastiques d'un tissu musculaire sain.

**Avancement - Faisabilité.** Les expérimentations sont en cours et réalisées par Céline Heslan qui est étudiante en double parcours M2 STAPS et dernière année d'école d'ostéopathie. Cette étude se déroule en collaboration avec François Hug (MIP EA 4334)
## IV.2. Caractérisation des propriétés mécaniques du système muscle-tendon lors de contractions

Les premières études envisagées dans cette partie visent à exploiter nos résultats récents (Bouillard et al., 2011b P28 ; Maïsetti et al., 2012 P36) pour estimer de manière non-invasive le niveau de tension ou de contrainte dans les muscles lors de contractions isométriques (IV.2.1, IV.2.2, et IV.2.3). La dernière partie vise à étendre nos travaux à des contractions dynamiques (IV.2.4), et doit faire l'objet d'une collaboration avec Supersonic Imagine qui met en place différentes améliorations sur le module musculo-squelettique actuellement commercialisé. Cette partie contribue donc de manière quasi-exclusive à l'objectif de prolonger nos travaux utilisant la méthode SSI pour estimer la tension dans les muscles et tendons. La dernière partie devrait toutefois permettre à terme d'étudier des tâches plus complexes et ainsi de répondre à l'objectif de s'intéresser à des tâches plus complexes qu'un mouvement mono-articulaire.

### IV.2.1. Effet d'une fatigue localisée sur la répartition des contributions des extenseurs du genou au cours d'une contraction isométrique

Il s'agit de la dernière étude de la thèse de Killian Bouillard après les études publiées P28 (Bouillard et al., 2011b), P36 (Bouillard et al., 2012b) et P38 (Bouillard et al., 2012a) (cf., III.3.3). Nous avons dans un premier temps montré que la mesure du module d'élasticité de cisaillement par SSI permet d'estimer le niveau de force produit par un muscle au cours d'une tâche non fatigante isométrique (Bouillard et al., 2011b P28), puisque cette technique permet de quantifier les variations de la répartition des forces entre les muscles au cours d'une flexion du coude (Bouillard et al., 2012b P36). Nous avons ensuite montré que le module d'élasticité de cisaillement reste lié au niveau de force produit par un muscle lors d'une contraction prolongée isométrique induisant de la fatigue musculaire (Bouillard et al., 2012a P38). Cette technique peut donc servir à quantifier les variations de force que produit un muscle avec la fatigue. Cette étude vise alors à étudier comment le système nerveux central organise la répartition des forces entre les muscles pour produire un couple articulaire donné lorsqu'un seul des muscles d'un groupe musculaire est fatigué. Cette question ne peut être tranchée avec les autres méthodes disponibles dans la littérature, puisque par exemple il est bien connu que le niveau d'activité EMG est découplé de la force produite par un
muscle en condition fatigante (Carpentier et al., 2001 ; De Luca, 1984 ; Dideriksen et al., 2011 ; Edwards et Lippold, 1956).

Nous allons donc induire une fatigue localisée au niveau du *vastus lateralis* grâce à un protocole d'électromyostimulation (Akima et al., 2002). Avant et après ce protocole, nous allons demander au sujet de réaliser des extensions de la jambe isométriques à 20 % de la contraction maximale volontaire. Au cours de ces contractions, le module d'élasticité sera mesuré par SSI sur les quatre chefs du quadriceps. 2 sessions, avec et sans fatigue locale du *vastus lateralis*, seront également réalisées et comparées. Dans les deux sessions, le protocole se terminera par un test de temps limite. L'objectif est donc également de comparer la survenue de la fatigue et la coordination des muscles lorsqu'un des muscles du groupe est spécifiquement pré-fatigué avec une condition sans pré-fatigue.

Nous émettons l'hypothèse que le niveau de force produit du muscle *vastus lateralis* et estimé par SSI va être considérablement réduit et compensé par les autres muscles. Il reste à déterminer si tous les autres chefs du quadriceps compensent la fatigue du *vastus latéralis* ou si un muscle est particulièrement sollicité.

**Avancement - Faisabilité.** Cette étude prend part dans la thèse de Killian Bouillard et les expérimentations sont en cours en collaboration avec Marc Jubeau et François Hug (MIP EA 4334).

## IV.2.2. Influence de la douleur sur le module d'élasticité de cisaillement mesuré par SSI

Dans le cadre d'une collaboration avec l'Université du Queensland et le laboratoire du Pr Paul Hodges, nous utilisons la mesure du module d'élasticité de cisaillement pour estimer des modifications de niveau de force isométrique qui pourrait être induite par une douleur musculaire. Ce laboratoire est en effet spécialisé dans l'étude des stratégies motrices mises en place en présence de douleur et utilise un modèle de douleur localisée par injection intra-musculaire d'une solution saline hypertonique. Différentes études ont montré des modifications d'activité électromyographique de surface et élémentaire des muscles douloureux les amenant à émettre l'hypothèse que cette redistribution est mise en place pour diminuer la contrainte dans les parties douloureuses afin de prévenir une augmentation de la douleur et le risque de blessure (Tucker et al., 2012 ; Tucker et Hodges, 2010). Cette hypothèse reste néanmoins à confirmer puisque la contrainte dans les tissus ne pouvait être directement quantifiée par électromyographie. C'est pourquoi nous
utilisons la technique SSI pour mesurer le module d'élasticité de cisaillement suite à une injection saline induisant une douleur locale afin de déterminer si celui-ci est diminué suite à l'injection. En se basant sur nos résultats récents qui tendent à montrer que la mesure du module d'élasticité permet d'estimer les variations de tension ou de contrainte musculaire (Bouillard et al., 2012a P28 ; Bouillard et al., 2011b P38), cette étude devrait contribuer à l'élaboration d'une nouvelle théorie permettant d'expliquer les adaptations de la commande motrice du fait de la douleur. Les expérimentations sont en cours à l'occasion de la venue du Dr Kylie Tucker et Wolbert van den Hoorn pour 3 mois au sein du laboratoire. Je participe à cette étude comme collaborateur secondaire.

**Avancement - Faisabilité.** Les expérimentations sont en cours au laboratoire, et se déroulent en collaboration avec François Hug (MIP EA 4334) Paul Hodges, Kylie Tucker et Wolbert van den Hoorn (University of Queensland)

### IV.2.3. Comparaison des valeurs de module d'élasticité de cisaillement entre des contractions volontaires et électrostimulées

Cette étude vise à étendre nos travaux menés sur le muscle en contraction par SSI, jusqu'ici portant sur des contractions volontaires, aux contractions électrostimulées. Des études récentes ont en effet montré que les contractions électrostimulées induisent des dommages musculaires plus importants que des contractions isométriques volontaires (Jubeau et al., 2012 ; Nosaka et al., 2011). L'hypothèse principale pour expliquer ce résultat serait que les contractions évoquées par stimulation induisent une concentration de contraintes locales plus élevées que les contractions volontaires qui répartiraient les contraintes de manière plus homogène entre les muscles et au sein d'un même muscle (Jubeau et al., 2012 ; Nosaka et al., 2011). Cette hypothèse ne peut être testée de manière directe avec les méthodes disponibles dans la littérature. Nous souhaitons donc tester cette hypothèse par la mesure du module d'élasticité de cisaillement au cours de contractions évoquées par stimulation musculaire qui seront comparées à des contractions volontaires isométriques à un même niveau de couple externe développé. Un étudiant de M2 travaille sur cette thématique en 2012-2013.

**Avancement - Faisabilité.** Les expérimentations sont en cours, dans le cadre du M2 de Benjamin Blanchard et en collaboration avec Marc Jubeau et François Hug (MIP, EA 4334)
IV.2.4. Estimation de la force musculaire par la mesure du module d'élasticité de cisaillement lors de contractions dynamiques

Nos premiers résultats (Bouillard et al., 2012a P36 ; Bouillard et al., 2012b P38 ; Bouillard et al., 2011b P28 ; Nordez et Hug, 2010 P21) ainsi que les exemples de projets présentés dans les paragraphes IV.2.1, IV.2.2 et IV.2.3 montrent la pertinence et la fécondité en terme de perspectives de recherche de l'estimation du niveau de force produite par un muscle grâce à la mesure du module d'élasticité de cisaillement. La technologie SSI disponible dans l'échographe Aixplorer ® est actuellement la méthode d'élastographie qui permet la fréquence de mesure la plus élevée (i.e., 1 Hz). Si cette fréquence est adaptée pour l'étude de contractions isométriques, elle semble toutefois insuffisante pour l'étude de contractions dynamiques, ce qui réduit les applications et le potentiel de la technique SSI pour l'étude du muscle en contraction. Cette limite en terme de fréquence d'acquisition n'est pas intrinsèque à la méthode SSI puisque la mesure dure environ 50 µs (Bercoff et al., 2004b). Une étude récente a ainsi mesuré le module d'élasticité du cœur au cours du cycle cardiaque à 100 Hz (Couade et al., 2011). De plus, la limite de saturation de l'échographe est actuellement fixée à 266 kPa et limite les études à environ 60 % de la contraction maximale volontaire. Ces deux limitations nous semblent être les principaux verrous à lever pour la prolongation de nos travaux et l'utilisation des mesures par SSI pour le muscle en contraction. Jérémy Bercoff (Directeur R&D, Supersonic Imagine) a récemment accepté de nous proposer une version logicielle levant ces deux verrous, et nous serions chargés de tester cette nouvelle version pour le muscle en contraction avant sa commercialisation. Nous espérons que cela pourra initier une collaboration pérenne entre notre laboratoire et cette entreprise.

Une fois ce verrou technologique levé, la prolongation de ces travaux et leur extension à des contractions dynamiques passera par trois étapes indispensables. Tout d'abord, il est bien connu que le muscle peut être considéré comme anisotrope transverse et que le module d'élasticité du muscle dépend de la direction de propagation considérée (Gennisson et al., 2003 ; Gennisson et al., 2010 ; Royer et al., 2011). Lors d'une contraction d'un muscle penné, la modification de l'angle de pennation va induire une modification de la direction des fibres par rapport à la sonde échographique, ce qui risque de biaiser les mesures de module d'élasticité. Nous avons jusqu'ici contourné ce problème en nous intéressant principalement à des muscles fusiformes (i.e., le biceps brachii et l'abductor digiti minimi), ou à des muscles pennés dans des conditions isométriques à des niveaux de couples constants, avec donc peu de modifications de l'angle de pennation. Il s'avérerait toutefois opportun de corriger cet effet, et particulièrement pour l'étude de contractions dynamiques.
Cependant, l'anisotropie du muscle (i.e., le ratio entre les modules d'élasticité mesurés parallèlement et perpendiculairement aux fibres) étant dépendante de son niveau de tension, cette correction n'est pas simple à réaliser. Il serait donc pertinent d'engager une étude, qui pourrait être menée en collaboration avec une équipe de physique des ondes (e.g., L'Institut Langevin et/ou Stefan Catheline de l'UMR INSERM LABTAU), afin de mieux comprendre et modéliser les modifications de l'anisotropie du muscle en fonction de la force qu'il développe. *In fine*, l'objectif serait d'être en mesure de corriger l'influence des modifications d'angle de pennation au cours d'une contraction ou d'un mouvement sur la mesure du module d'élasticité de cisaillement.

Dans un second temps, l'augmentation de la limite de saturation nous permettrait d'étudier des contractions maximales volontaires afin de déterminer si le module d'élasticité de cisaillement suit la relation force-longueur. Pour cela, nous pourrions développer la méthode proposée par Gao *et al.* (Gao et Zhang, 2008) afin d'obtenir la relation force-longueur des *gastrocnemii*. Cette relation devra ensuite être confrontée à la relation module d'élasticité-longueur obtenue par SSI. Dans un dernier temps, il s'avérera nécessaire de déterminer si la mesure du module d'élasticité de cisaillement permet de suivre la relation force-vitesse. Afin d'obtenir la relation force-vitesse d'un muscle *in vivo* nous pourrions étendre l'approche de Gao *et al*. (2008) à des contractions isocinétiques comme cela est proposé au paragraphe IV.3.4.

Si ces étapes produisent des résultats positifs, de très nombreuses applications pourraient être
envisagées. Il nous semble qu'il serait particulièrement intéressant de confronter les mesures de
module d'élasticité aux nombreuses modélisations développées pour estimer la force produite par un
muscle (Erdemir *et al.*, 2007). La technique permettrait également de s'intéresser à des mouvements
tels que le pédalage, le geste d'aviron, la marche ou la course, et pourrait alors s'avérer
complémentaire des analyses cinématique et dynamique classiquement réalisées. Dans ce contexte,
il est envisagé de mettre en place un projet de recherche ambitieux en collaboration avec Supersonic
Imagine et David Amarantini qui est spécialisé dans la modélisation musculo-squelettique pour
l'estimation des forces musculaires (e.g., Amarantini *et al.*, 2004 ; Amarantini *et al.*, 2010). Ce
projet pourrait être déposé auprès de l'Agence Nationale pour la Recherche en 2014.

**Avancement - Faisabilité.** Cette étude se déroulera en collaboration avec François Hug (MIP EA 4334) et la société Supersonic Imagine qui développe actuellement une nouvelle version logicielle permettant d'augmenter la limite de saturation et la fréquence d'acquisition des mesures d'élastographie par la méthode SSI. Dans un second temps, il faudra étudier l'anisotropie du muscle puis vérifier que la mesure du module d'élasticité de cisaillement permet de reconstruire les relations force-longueur et force-vitesse du muscle. Ces études pourraient déboucher sur la formalisation d'un projet de recherche sur l'estimation de la force musculaire en conditions dynamiques qui pourrait être soumis à l'Agence Nationale pour la Recherche en 2014.
IV.3. Observation en temps réel de l'ensemble muscle-tendon par échographie ultrarapide : interactions entre propriétés élastiques et contractiles

On notera que dans la partie précédente je n'ai pas proposé de suite aux travaux menés sur l'utilisation de la méthode alpha in vivo (III.3.2) ou de la méthode échographique utilisée pour caractériser les propriétés mécaniques du tendon (III.3.1). Je prévois en effet de prolonger ces travaux de manière légèrement différente, en utilisant l'échographie ultrarapide, et ces projets sont présentés dans les parties IV.3.1 et IV.3.2. Je prévois également d'utiliser la méthode mise en place pour étudier les effets de dystrophies musculaires sur le délai électromécanique (IV.3.3). Une suite aux travaux concernant la relation force-vitesse est également proposée (IV.3.4). Les études présentées en IV.3.2 et IV.3.4 permettront de s'intéresser à des mouvements plus complexes tels que la marche, la course ou le pédalage. Cette partie contribue donc à s'intéresser à deux des trois principales priorités énoncées dans l'introduction à savoir l'utilisation de l'échographie ultrarapide pour l'étude du comportement de l'ensemble muscle-tendon, le développement d'études des effets de pathologies neuromusculaires et enfin l'étude de tâches pluri-articulaires.

IV.3.1. Mesures de raideur « short range » et méthode alpha revisitées par échographie ultrarapide

Si la méthode alpha décrite au paragraphe III.3.2 présente l'avantage d'être la seule à
permettre de caractériser une raideur musculaire et tendineuse en contraction à partir d'un
ergomètre, la principale limite est de caractériser la raideur short-range de l'ensemble des
fléchisseurs plantaires, et de ne pas permettre de dissocier les nombreux muscles impliqués. Pour
répondre à cette critique, il serait intéressant d'utiliser l'échographie ultrarapide afin de mesurer les
variations de longueur des faisceaux, de l'aponévrose et du tendon d'un muscle tel que le
gastrocnemius medialis au cours de l'étirement utilisé pour caractériser la raideur « short range ».
Ces mesures échographiques permettraient de caractériser les raideurs des faisceaux, de
l'aponévrose et du tendon d'un muscle donné. Il s'agit d'une idée nouvelle qui me semble pertinente
et que je souhaite approfondir.

**Avancement - Faisabilité.** Cette étude est au stade d'idée. Si nous disposons du matériel nécessaire à la mise en
place de cette étude, il reste à déterminer ses conditions pratiques de réalisation en terme de moyens humains.
IV.3.2. Effets chroniques de protocoles d'entraînement sur les interactions faisceaux-aponévrose-tendon

Grâce à l'échographie utilisée pour analyser différentes tâches (marche, course, sauts, etc.), il est maintenant bien connu que les variations de longueur des fibres musculaires sont bien plus faibles que les variations de longueur de l'ensemble muscle-tendon (Cronin et Lichtwark, 2012). Cela est dû aux structures tendineuses qui, du fait de leur élasticité, s'allongent et se raccourcissent de manière importante. Fonctionnellement, cela permet de bénéficier de stockages restitution d'énergie élastique tout en diminuant les variations de longueur des fibres musculaires. Cela entraîne donc une diminution du coût énergétique inhérent à ces tâches (cf., II.2.2). Ces études tendent ainsi à montrer qu'un tendon souple serait avantageux pour la réalisation de tâches impliquant un cycle étirement détente (Lichtwark et Wilson, 2007). Pourtant de nombreuses études montrent que les protocoles d'entraînement de la force (Kubo et al., 2002a) ou en pliométrie (Fouré et al., 2010b ; Kubo et al., 2007) augmentent la raideur du tendon et réduisent donc son élasticité. Sur la base de ces résultats, on peut ainsi émettre l'hypothèse que ces entraînements vont altérer le cycle étirement détente en réduisant l'allongement du tendon et en augmentant les variations de longueur des fibres musculaires. Pourtant, l'objectif de l'entraînement est portant souvent d'optimiser le cycle étirement-détente. Les effets des entraînements sur les interactions faisceaux-aponévrose-tendon restent donc mal compris et cette partie du projet vise à étudier ces effets.

Des expérimentations préliminaires devront dans un premier temps être mises en place pour montrer que nous sommes capables de faire des mesures échographiques fiables au cours de tâches telles que la marche, la course ou les sauts. Ces mesures échographiques devront être agrémentées de mesures cinématiques et bénéficieront donc du projet ANOPACy présenté dans la partie IV.4 de ce mémoire. Notre expérience des mesures échographiques, et l'utilisation de l'échographe ultrarapide dont nous disposons au laboratoire (Nordez et al., 2009c) devraient largement contribuer à la réalisation de ces travaux. Les effets de protocoles d'entraînements pliométrique et isométrique pourraient ensuite être étudiés afin de mieux comprendre leurs impacts sur les structures tendineuses et leurs interactions avec les fascicules musculaires lors de différentes tâches. Ce projet devrait donc contribuer à une meilleure compréhension fondamentale des effets des entraînements, mais pourrait également produire des recommandations pratiques pour certains types d'entraînements.

**Avancement - Faisabilité.** Cette étude est au stade d'idée. Nous allons disposer du matériel nécessaire à la mise en place de cette étude, mais il reste à déterminer ses conditions pratiques de réalisation en terme de moyens humains.
### IV.3.3. Effets de dystrophies sur le délai électromécanique étudié par échographie ultrarapide

Dans le prolongement de nos études sur le délai électromécanique (III.4.1), et dans le cadre de la même expérimentation que celle présentée dans le paragraphe IV.1.5, nous prévoyons d'étudier les effets de dystrophies sur les principaux mécanismes induisant le délai électromécanique. Ces pathologies affectent le couplage excitation-contraction qui est caractérisé via le délai entre la stimulation électrique et le début de mouvement des faisceaux du muscle (Figure 28). Nous pouvons donc émettre l'hypothèse d'une augmentation de ce délai. En revanche, certaines dystrophies comme la Dystrophie Musculaire de Duchenne induisant une augmentation de la raideur de la CES (Cornu et al., 2001), nous pouvons émettre l'hypothèse d'une diminution du délai entre le début de mouvement des faisceaux musculaires et le début de production de la force, traduisant une augmentation de la vitesse de transmission de la force. Cette étude devrait donc être complémentaire de celle qui vise à étudier les propriétés élastiques des muscles par SSI, afin de mieux comprendre et mieux caractériser les effets des pathologies neuromusculaires étudiées (i.e., dystrophie musculaire de Duchenne, dystrophie myotonique et syndrome de Brody).

**Avancement - Faisabilité.** La demande auprès du CPP a été acceptée. Cette étude bénéficiera des financements obtenus auprès du FEDER et de l'AFM et intègre la thèse de Lilian Lacourpaille. Elle sera réalisée en collaboration avec Arnaud Guével, François Hug (MIP EA 4334), Jean-Yves Hogrel (Institut de Myologie) et Yann Péréon (PU-PH, Centre de Référence des maladies rares, CHU de Nantes) au premier semestre de l'année 2013.

### IV.3.4. Relation force-vitesse revisitée par l'utilisation de l'échographie ultrarapide

Ce projet se place dans la continuité de l'étude III.4.3. Il est porté par Hugo Hauraix, étudiant en première année de thèse co-encadrée par Sylvain Dorel (MCU) et moi-même. Le but de ce travail de thèse est de caractériser la relation force-vitesse *in vivo* avec une approche hiérarchisée permettant d'appréhender le problème à différents niveaux à l'aide de l'échographie ultrarapide : les fascicules, le tendon, le complexe muscle-tendon et enfin l'articulation. Les objectifs principaux sont : i) de déterminer l'influence de l'interaction tendon-fascicules lors de mouvements explosifs (proches de la vitesse maximale) ; ii) de déterminer les contributions relatives de différents muscles dans la relation couple-vitesse angulaire ; iii) d'étudier l'influence d'expertises sportives sur les interactions tendon-fascicules ; iv) d'explorer la réalisation de tâches plurisegmentaires.

La vitesse maximale de raccourcissement des fascicules d'un muscle n'a, à notre connaissance, jamais été mesurée *in vivo*. Dans une première étude, nous prévoyons donc d'utiliser la méthode du
« slack test » (Edman, 1979) développée *in vivo* par Sasaki et Ishii (Sasaki et Ishii, 2005 ; Sasaki et Ishii, 2010) pour des mouvements mono-articulaires. Cette technique consiste à imposer un raccourcissement très rapide à un groupe musculaire contracté. L'amplitude angulaire parcourue est alors divisée par le temps mis pour que le muscle développe à nouveau une force, ce qui permet d'obtenir la vitesse maximale de raccourcissement. Cette vitesse maximale est alors bien supérieure à celle rapportée lors d'autres tâches explosives étudiées dans la littérature (Sasaki et Ishii, 2005 ; Sasaki et Ishii, 2010). Nous ajouterons à ces expérimentations des mesures échographiques sur les fascicules et les jonctions myotendineuses des différents muscles impliqués. Cette étude devrait nous permettre de mieux comprendre les déterminants de la réalisation de contractions explosives et de déterminer le(s) muscle(s) réellement producteur(s) de la vitesse maximale et/ou limitant celle-ci au niveau articulaire. Elle devrait également permettre d'améliorer la modélisation mathématique des relations force-vitesse qui ne recouvrent aujourd'hui guère plus de la moitié de la vitesse maximale de raccourcissement.

La seconde étude vise également à améliorer la caractérisation des relations force-vitesse en proposant une méthode plus précise que celle utilisée aujourd'hui pour estimer la force produite par un ensemble muscle-tendon (Thom et al., 2007). Au préalable, de nombreuses études montrent que, du fait de mouvements du pied par rapport à l'ergomètre, les mesures d'angle articulaire de l'ergomètre ne sont pas satisfaisantes (Arampatzis et al., 2008 ; Gerus et al., 2011 ; Magnusson et al., 2001). Dans les études précédentes réalisées sur l'articulation de la cheville, nous avons donc également mesuré l'angle articulaire à partir d'un goniomètre électronique (Fouré et al., 2010a P22 ; Fouré et al., in press P40). Dans le cadre de contractions dynamiques, il semble toutefois intéressant de mesurer la cinématique articulaire de manière plus précise, et ce projet pourra bénéficier du projet ANOPACy (cf., IV.4) et qui débouchera sur le développement de mesures cinématiques au sein du laboratoire. Deux approches seront ensuite envisagées pour estimer la force produite par un muscle. La première pourrait consister à utiliser la méthode d'estimation de la force musculaire par élastographie, qui devrait être étendue à des conditions dynamiques (cf., IV.2.4). Pour cela, il nous sera nécessaire d'avoir une fréquence de mesure élastographique supérieure. La deuxième consistera à adapter la méthode développée par Hoang et al. (2005) et reprise par Nordez et al. (2010) pour le muscle passif. Cette méthode a déjà permis d'obtenir la relation force-longueur du muscle *in vivo* en condition isométrique (Gao et Zhang, 2008) et devra également être étendue à des contractions dynamiques. Cette étude tentera de répondre à l'objectif de la détermination des contributions relatives des différents muscles dans la relation couple-vitesse articulaire. Ajoutée à la mesure des
vitesses de raccourcissement des faisceaux (cf., III.4.3), cela devrait permettre d'obtenir la relation force-vitesse des faisceaux.

Un troisième volet envisage d'étudier la relation force-vitesse aux niveaux des fascicules, du tendon, de l'ensemble muscle-tendon lors de mouvements mono-articulaires chez des athlètes spécialistes du sprint qui possèdent des vitesses maximales articulaires très élevées en comparaison à une population de sédentaires. À ce sujet, certaines caractéristiques architecturales ont déjà pu être mises en évidence sur cette population, et notamment l'existence d'un bras de levier musculaire plus faible (Lee et Piazza, 2009) et de longueurs des fascicules plus importantes (Kumagai et al., 2000). Le but sera ainsi d'étudier dans quelle mesure les différences de vitesses maximales articulaires sont expliquées uniquement par des différences au niveau des propriétés contractiles et/ou par des interactions différentes faisceaux-aponévrose-tendon.

Le cas du mouvement polyarticulé est encore plus complexe. Or, au cours de mouvements tels que le pédalage, la plupart des auteurs rapportent une relation de type linéaire entre la force exercée et la vitesse de mouvement (Dorel et al., 2005 ; Sargeant et al., 1981). Au niveau mécanique, les trois mouvements articulaires (cheville, genou, hanche) induisent nécessairement des modifications importantes de la longueur des muscles mais aussi des bras de levier, dont on sait qu'ils ont un impact majeur indépendamment de la vitesse de contraction du muscle. Par voie de fait, certains auteurs pensent que la valeur de vitesse maximale extrapolée à partir du modèle linéaire est directement liée à une fréquence maximale de mouvement qui serait largement influencée par la coordination intermusculaire et la dynamique d'activation (van Soest et Casius, 2000). Ils émettent l'hypothèse très plausible que les muscles sont loin de se raccourcir à une vitesse proche de leur vitesse maximale réelle (qu'elle soit associée au complexe muscle-tendon ou aux fascicules). Le but de cette dernière étude sera ainsi d'investiguer sur un muscle mono-articulaire et un muscle bi-articulaire la vitesse de raccourcissement atteinte (par échographie) au cours du mouvement de pédalage réalisé à vitesse maximale et de la comparer à leur vitesse maximale intrinsèque mesurée au cours d'un mouvement mono-articulaire. Nous émettons l'hypothèse que l'expertise dans la réalisation d'un mouvement explosif complexe devrait permettre aux muscles impliqués de se rapprocher de leur vitesse maximale de raccourcissement. Là encore, le développement de mesures cinématiques prévu dans la partie IV.4 sera précieux pour mesurer les vitesses articulaires.

**Avancement - Faisabilité.** Ce projet est porté par la thèse d'Hugo Hauraix, en collaboration avec Sylvain Dorel (MIP EA 4334). Une collaboration est également envisagée avec Joseph Rabita pour l'étude sur les effets de l'expertise.
# IV.4. Analyses pluridisciplinaires de la performance en aviron

Le projet de recherche ANOPACy (Analyse et Optimisation des Performances en Aviron et Cyclisme : l'impact de nouvelles technologies de recherche et d'aide à l'entraînement. Approches mécanique, biologique, neurophysiologique et cognitive), porté par Arnaud Guével et Jacques Saury, a été déposé auprès de la Région des Pays de la Loire dans le cadre du volet « émergence collective » de l'appel à projets annuel lancé en 2012. Il est financé à hauteur de 489000 €, et intègre 65 personnes (chercheurs, personnels techniques et techniciens sportifs) pour 15 équivalents temps plein sur trois ans. Ce projet vise à étudier la performance et les conditions de son optimisation en aviron et en cyclisme, tout en ambitionnant de répondre à des questions scientifiques de portée plus générale, relevant de la mécanique, de la biomécanique, de la physiologie musculaire, de la biologie moléculaire, de la psychologie et de l'ergonomie. Il vise également à évaluer l'impact de nouvelles technologies et démarches méthodologiques innovantes, d'une part orientées vers des enjeux scientifiques, et d'autre part au bénéfice de la communauté sportive. Il comporte trois axes pluridisciplinaires : i) Analyse et optimisation des coordinations motrices ; ii) Adaptations et transformations du potentiel de performance, iii) Caractérisation et modélisation de gestes cycliques. Je serai impliqué dans les trois axes du projet sur des thèmes d'étude concernant principalement l'aviron. Je vais ainsi continuer à m'engager dans l'analyse pluridisciplinaire de la performance en aviron au travers du projet ANOPACy, ce qui va me permettre de prolonger les trois axes de recherches présentés dans la synthèse (cf., III.5). Ce projet va également me permettre d'étendre mon champ de compétences et celui du laboratoire aux mesures cinématiques 3D. Ces mesures seront utiles dans différentes parties du projet déjà présentées et pour répondre à l'orientation qui vise l'étude de tâches pluri-articulaires telles que la marche, la course, le pédalage ou le geste d'aviron.

## IV.4.1. Mesures en navigation

Il est prévu de prolonger ce thème en collaboration avec le Dr Floren Colloud (Équipe Robioss, Institut Pprime, UPR 3336). Dans un premier temps, des capteurs de préhension 3D, développés par la société Sensix, vont être utilisés afin de mesurer le torseur des efforts 3D développés par le rameur. Cela va tout d'abord nous permettre de confronter les mesures 3D aux
mesures réalisées en routine à l'entraînement (cf., III.5.3), et qui n'ont pas été validées. Nous allons
ainsi pouvoir quantifier l'erreur du calcul de la puissance produite lorsqu'il est réalisé avec un
système de mesure d'effort 1D (parallèle à l'avancement du bateau) tel celui développé par Peach
Innovations. Cela va également nous permettre de calculer le point d'application de la résultante des
efforts hydrodynamiques sur la palette. Il s'agira d'une mesure tout à fait originale, qui n'a, à notre
connaissance, jamais été rapportée dans la littérature. Nous pensons que la trajectoire de ce point
d'application est fortement dépendante du niveau d'expertise, et qu'il sera pertinent à proposer
comme outil d'analyse de la performance. L'instrumentation mise en œuvre sera ensuite utilisée
pour comparer différents types d'aviron qui sont utilisés, mais dont les effets sur la performance
restent mal compris.

De plus, nous prévoyons d'estimer la cinématique 3D du membre inférieur et du tronc en
navigation. Cette cinématique en navigation n'est pas connue précisément puisque l'approche
classique utilisée pour l'analyse biomécanique du mouvement humain en 3D (i.e., identification de
la situation des segments dans l'espace grâce à un système d'analyse du mouvement) est complexe à
mobiliser en condition écologique de pratique (Begon et al., 2009). Cette étude vise donc à utiliser
des algorithmes originaux de reconstruction de la cinématique 3D basés sur des techniques
avancées d'optimisation numérique issues de la robotique. Ces algorithmes, qui permettront de
situer les segments sans système d'analyse du mouvement associé à des capteurs placés sur le corps
humain (Begon et al., 2009), sont en cours de développement au sein de l'équipe ROBIOSS de
l'Institut PPrime. Les cinématiques obtenues, associées aux efforts de contact seront ensuite
intégrées dans les équations du mouvement afin de calculer par dynamique inverse les efforts
articulaires. La cinématique et les efforts articulaires seront confrontés à l'approche classique sur
des bancs d'essais spécialement développés pour valider l'approche originale proposée (Begon et
Lacouture, 2010). C'est dans ce contexte que nous allons mettre en place, au premier semestre 2013,
les mesures cinématiques 3D au sein du laboratoire. Nous pourrons ensuite, pour la première fois,
quantifier la cinématique et les efforts articulaires en navigation en 3D, par exemple pour calculer
les puissances produites par les différentes articulations et ainsi mieux comprendre le rôle de
chacune. Ces outils devraient donc permettre une meilleure compréhension fondamentale de la
performance du rameur en navigation. Afin de nous aider dans cette tâche, Vincent Fohanno,
docteur de l'Université de Poitiers, a été recruté cette année comme ATER dans notre laboratoire, et
un support de post-doctorat (2013-2014) sera mis à disposition de cette étude via le projet
ANOPACy.
**Avancement - Faisabilité.** Cette étude est financée via le projet ANOPACy et se déroulera sur l'année 2013. Elle est menée en collaboration avec Arnaud Guével, Vincent Fohanno (MIP EA 4334), Floren Colloud (Institut Pprime) et un chercheur post-doctorant qui sera recruté en 2013-2014.

## IV.4.2. Mesures sur ergomètre : confrontation de la cinématique, de la dynamique, de l'EMG entre des conditions simulées sur ergomètre fixe vs. mobile vs. en navigation

Nous comptons ensuite mettre à profit les innovations technologiques (i.e., capteurs de préhension 3D, cinématique 3D en navigation reconstruite par optimisation) pour comparer différentes conditions de pratique. Un protocole aura ainsi pour but d'étudier la biomécanique du geste d'aviron au cours de trois sessions réalisées successivement sur un ergomètre classiquement utilisé dans l'entraînement des rameurs, un ergomètre spécifique modifié (i.e., cale pied mobile) et lors d'une condition in situ en navigation. L'objectif sera de tester la capacité des deux ergomètres à reproduire la cinématique, la dynamique et les coordinations musculaires obtenues en navigation. Nous émettons l'hypothèse que la condition « cales pieds mobiles », qui est pourtant très peu utilisée dans l'entraînement, permet une simulation plus fidèle de la condition en navigation comparée à l'ergomètre avec des cales pieds fixes, tout en réduisant les efforts au niveau des articulations lombaires (Colloud et al., 2006). Dans un dernier temps, nous souhaitons éprouver le modèle de calcul de la vitesse de l'ergomètre Concept II, qui est relativement arbitraire, en comparant les relations cadence-puissance-vitesse sur l'ergomètre et en navigation. S'il est bien connu que les valeurs de vitesse affichées par l'ergomètre ne reflètent pas des vitesses en skiff (de Campos Mello et al., 2009), il serait problématique que les allures de ces relations ne soient pas similaires, car cela voudrait dire que les écarts et classements établis entre les rameurs sur ergomètre pourraient être biaisés.

**Avancement - Faisabilité.** Cette étude est financée via le projet ANOPACy et est menée en collaboration avec Arnaud Guével, Vincent Fohanno (MIP EA 4334), Floren Colloud (Institut Pprime) et un chercheur post-doctorant qui sera recruté en 2013-2014. Elle se déroulera au cours de l'année 2014.
IV.4.3. Confrontation d'analyses biomécaniques et en ergonomie cognitive :
construction des modes de coordination au cours du temps au sein
d'équipes en formation

Cette étude a pour but de prolonger les travaux engagés dans le cadre du projet OPERF2A.
Dans un premier temps, nous pourrons améliorer la détermination des marqueurs biomécaniques de
la performance grâce aux méthodes présentées dans les deux paragraphes précédents. Nous
souhaitons ensuite investiguer des phénomènes relatifs à la construction des modes de coordination
entre les membres d'un même équipage. Il s'agira de décrire la façon dont l'assemblage d'activités
individuelles se transforme au cours du temps pour produire un collectif plus efficace, plus
économique et plus performant, en aviron. Pour cela, l'étude des transformations de l'activité
collective sera conduite dès la formation d'équipages de « deux de pointe sans barreur » (équipages
juniors ou seniors, féminins et masculins), et durant la saison pré-compétitive et compétitive en
« bateaux courts ». Trois à cinq recueils seront réalisés au cours de cette période, sur un protocole
standardisé lors d'entraînements (500 m départ arrêté, à cadence de course). L'étude mettra en jeu la
même méthodologie que celle que nous avons déjà mise en place (cf., III.5.3) : analyse conjointe
des dimensions intersubjectives, comportementales et biomécaniques de la coordination. Nous
souhaitons ainsi mieux comprendre et analyser l'évolution dans le temps des caractéristiques des
collectifs étudiés (dynamique d'évolution de la construction / déconstruction d'un référentiel
partagé, évolution des dynamiques comportementales et intersubjectives de coordination, etc.), et
leurs répercussions sur la transformation des activités individuelles et leurs « fonctions » respectives
dans l'activité collective. Dans le cadre du projet ANOPACy, un contrat d'ingénieur d'étude sur 6
mois est prévu comme support humain à cette étude.

**Avancement - Faisabilité.** Cette étude est financée via le projet ANOPACy et est menée en collaboration avec Jacques Saury et Carole Sève (MIP EA 4334). Un ingénieur d'étude sera recruté pour mener à bien les expérimentations qui se dérouleront sur les années 2013 et 2014.
Bibliographie
<figure><img src="image_49.png" /></figure>
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Annexe : liste de publications

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Publications acceptées dans des revues internationales à comité de lecture

Les étudiants encadrés sont indiqués **en gras**. Ces publications sont disponibles en version .pdf sur la page www.univ-nantes.fr/nordez-a

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P5. Nordez A, McNair PJ, Casari P, Cornu C. (2008). Changes in musculo-articular dissipative properties induced by cyclic and static stretching. *International Journal of Sports Medicine*, 29 (5): 414-8

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P2. Boyas S, Nordez A, Cornu C, Guével A. (2006). Power measurements on rowing ergometer: mechanical sensors vs. Concept2® system. *International Journal of Sports Medicine*; 27 (10): 830-33

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Publications acceptées dans des revues nationales à comité de lecture

**PN3.** Nordez A, Bouillard K, Hug F. (2012). Analyse des sollicitations musculaires via la technique d'élastographie « Supersonic Shear Imaging ». *Science et Motricité*, 75(1), 39-47

**PN2.** Saury J, Nordez A, Sève C. (2010). Coordination interindividuelle et performance collective en aviron : apports d'une analyse conjointe du cours d'expérience des rameurs et de paramètres mécaniques. Contribution à l'analyse et à l'optimisation de performances sportives collectives. [*@ctivité* , 7(2), 2-27

**PN1.** Nordez A, Casari P, McNair PJ, Cornu C. (2009). Characterization and modelling of the musculo-articular complex mechanical behaviour in passive conditions. Effects of cyclic and static stretching. *Ingénierie et Recherches Biomédicales*, 30, 20-29
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# Résumé

Ce document est une synthèse de mon activité de recherche depuis la fin de ma thèse en novembre 2006. Une courte revue de littérature montre tout d'abord que, depuis de nombreuses années, les méthodes de caractérisation des propriétés mécaniques des matériaux ont été adaptées pour le muscle et le tendon, au point de devenir des outils d'analyse essentiels pour une meilleure compréhension du fonctionnement du système muscle-tendon, mais également pour étudier les adaptations aiguës (e.g., étirements, fatigue...) ou chroniques (e.g., dommages musculaires, entraînements, pathologies neuromusculaires) de ce système.

Dans ce contexte, notre démarche a consisté à développer de nouvelles méthodes de caractérisation ou de nouveaux protocoles sur la base de méthodes innovantes. Le point commun de ces méthodes est de permettre une étude non-invasive du muscle et du tendon humain in vivo, ce qui nous a permis d'engager des études originales pour mieux comprendre le fonctionnement du système muscle-tendon et ses adaptations, au service de la performance sportive et de la santé. Nous avons ainsi analysé le système musculo-tendineux lors d'étirements passifs et lors de contractions à l'aide d'ergomètres, de l'échographie conventionnelle et ultrarapide et de la méthode d'élastographie Supersonic Shear Imaging (SSI). Nos derniers résultats montrent par exemple que cette technique d'élastographie peut permettre d'estimer la tension locale dans les tissus musculaires et tendineux de manière non-invasive, ce qui ouvre un grand nombre de perspectives de recherche.

La dernière partie du manuscrit présente un projet de recherche structuré autour de trois principales orientations. La première orientation vise à continuer de tirer profit des innovations que représentent la méthode d'élastographie SSI et l'échographie ultrarapide pour l'étude du système muscle-tendon humain in vivo, dans le but de répondre à des questions fondamentales et appliquées sur le fonctionnement de ce système. La seconde orientation vise à engager des études cliniques via les différentes méthodes ou protocoles développés dans notre laboratoire, soit pour proposer de nouvelles méthodes quantitatives d'évaluation, soit pour mieux comprendre les effets de pathologies neuromusculaires et de traumatismes musculo-tendineux. Dans les travaux réalisés jusqu'ici, nous nous sommes principalement intéressés à des mouvements mono-articulaires réalisés sur ergomètres segmentaires. Si ces conditions expérimentales ont l'avantage d'être relativement aisées à standardiser, elles présentent l'inconvénient d'être assez éloignées de tâches de la vie quotidienne ou de pratiques sportives. La troisième orientation vise donc à s'intéresser à des tâches plus complexes telles que la marche, la course ou le geste d'aviron, pour lesquelles il est nécessaire de réaliser des analyses cinématiques et dynamiques 3D.

**Mots clés** : biomécanique, ergomètre, élastographie, échographie, étirements, entraînements, pathologies neuromusculaires, raideur, aviron, électromyographie, performance humaine