Les maux de dos sont reconnus comme un problème de santé répandu et ayant un grand impact socio-économique. Des programmes de prévention, de réadaptation et de traitement devraient être fondés sur une bonne compréhension des fonctions neuro-biomécaniques de la colonne vertébrale dans des conditions normales et de blessure. En raison de difficultés techniques, de coûts excessifs et des enjeux éthiques aux mesures in vivo et in vitro, la modélisation biomécanique a été reconnue comme un outil complémentaire et puissant à cet égard.

Une perturbation du tronc qui peut se produire lors du chargement/déchargement soudain ou le déplacement rapide du tronc (ex. chutes et glissades) a été identifié comme un facteur de risque de mal de dos. Les effets d'inertie ainsi que les grandes réponses réflexives des muscles ont le potentiel de générer des charges vertébrales excessives qui peuvent causer des blessures à la colonne vertébrale. En effet, le risque de blessure augmente dans les cas ayant une faible marge de stabilité ou une réponse réflexive neuromusculaire altérée. La rigidité intrinsèque des tissus passifs et des muscles préactivés ainsi que les réponses réflexives de ces muscles permettraient d’améliorer la stabilité et l'équilibre du tronc. Les charges produisant la perturbation, les conditions préexistantes ainsi qu'un dysfonctionnement dans le contrôle des rigidités intrinsèques et réflexives influencent les forces musculaires et les charges imposées sur la colonne vertébrale.

L’équilibre postural du tronc en position assise instable a été suggérée autant en réadaptation que pour l'étude des mécanismes de contrôle neuromusculaire de la colonne vertébrale. L'avantage de cette tâche ou exercice pour l'étude de la stabilité de la colonne vertébrale est qu’elle permet d’éliminer l’apport des membres sur le contrôle de la colonne vertébrale en positon assise. En d’autres mots, seul le mouvement de la colonne lombaire permet de rétablir l’équilibre, ce qui en fait une tâche très spécifique. Puisque les réponses réflexes des muscles sont essentielles au contrôle de la colonne vertébrale, un contrôle altéré en raison de la douleur ou d’un dysfonctionnement neuromusculaire peut causer de plus grandes forces réflexives et charges sur la colonne vertébrale qui peuvent augmenter le risque de blessure. Il est important d’estimer les charges sur la colonne vertébrale afin d'évaluer la sécurité relative de cette tâche autant chez des sujets sains que chez des sujets lombalgiques.

Trois objectifs ont été poursuivis dans cette thèse. Le premier est de déterminer l'effet des conditions préexistantes et de la grandeur de la charge de perturbation (charge soudaine) sur la réponse biodynamique de la colonne vertébrale. On pose l’hypothèse que les conditions initiales du tronc (c.-à-d. la posture, coactivité antagoniste et précharge) et la grandeur de la charge de perturbation affecteront la réponse biodynamique de la colonne vertébrale, c.-à-d. la cinématique, les forces musculaires, la stabilité du tronc et le chargement de la colonne vertébrale. Le deuxième objectif est de vérifier si la position assise sur une chaise instable est suffisamment sécuritaire autant chez des sujets sains que chez des sujets lombalgiques chroniques. Le troisième objectif est de vérifier si les forces musculaires et le chargement de la colonne vertébrale pendant l’équilibration sur la chaise instable peuvent être utilisées pour différencier des sujets sains et lombalgiques chroniques.

Dans la première étude, l'effet de la précharge, de la flexion initiale du tronc, de la préactivation antagoniste des muscles abdominaux et de la grandeur de la charge de perturbation ont été étudiés chez 12 sujets asymptomatiques de sexe masculin. Ils étaient dans une posture semi-assise et la charge soudaine était appliquée au niveau T8 à l’aide d’un harnais. La précharge et la charge de perturbation appliquées sur le tronc ainsi que la translation du tronc au niveau T8 ont été mesurées. L’électromyographie (EMG) de 12 muscles (6 muscles bilatéraux) a également été enregistrée avant, pendant et après la perturbation. Les signaux EMG ont été normalisés par rapport à l’EMG maximal recueilli lors de contractions isométriques maximales volontaires (MVC) produites au début des séances. Les données cinématiques et cinétiques enregistrées ont été introduites dans un modèle non linéaire d’éléments finis qui considère le poids spécifique de chaque sujet. Le modèle a produit des estimations des forces musculaires, des charges imposées sur la colonne vertébrale et de la stabilité du tronc chez tous les 12 sujets. Pour étudier l'effet de la grandeur de la perturbation et des conditions préexistantes, des analyses statistiques ont été réalisées pour chaque variable dépendante, soit la cinématique du tronc, c’est-à-dire son déplacement, sa vitesse et son accélération angulaires, l’EMG normalisé et les forces musculaires actives / passives, le chargement de la colonne vertébrale et l’indice de la stabilité du tronc;​ tout ceci avant et après la perturbation.

Dans la deuxième étude, 6 hommes sains et 6 hommes lombalgiques chroniques ont été choisis (parmi 36 sujets testés dans une étude déjà publiée) afin de s’approcher du gabarit (taille et poids) considéré par le modèle d’éléments finis. Tous les sujets avaient effectué 60 s d’une tâche d’équilibre posturale en position assise alors que la cinématique angulaire de différents segments du tronc (sacum, T12 et C7) et du siège a été enregistrée. La position du centre de pression et la force de réaction ont également été mesurées avec une plate-forme de force. Les cinématiques du tronc et du siège ont été introduites dans un modèle d’éléments finis tridimensionnel de la colonne vertébrale. Les forces musculaires et les charges de la colonne vertébrale ont été estimées. L'analyse statistique a été réalisée pour étudier si la présence d’un mal de dos influence la réponse des muscles et les charges imposées sur la colonne vertébrale.

Les résultats de la première étude sur le chargement soudain du tronc ont montré que le préchargement du tronc n'a pas affecté le déplacement du tronc alors que sa vitesse et son accélération ont diminué de façon statistiquement significative. Les EMG et les forces des muscles du dos ont augmentées avant la perturbation, ceci afin de contrebalancer la précharge appliquée antérieurement. Les EMG enregistrées des muscles n'ont pas été affectées après la perturbation. Par contre, les forces musculaires prédites par le modèle ont diminué de façon statistiquement significative, mettant de l’avant l'effet bénéfique de la précharge sur la stabilité du tronc (avant la perturbation);​ ce qui a d’ailleurs été confirmé par l'indice de stabilité. Le chargement de la colonne vertébrale, de leur côté, n’ont pas été affectées par la précharge, ceci autant avant qu’après la perturbation. La flexion initiale du tronc n'a pas affecté le déplacement relatif du tronc, bien que la vitesse et l'accélération maximales ainsi que la charge relative de perturbation (i.e. la charge maximale après la perturbation moins la charge appliquée au tronc à l'instant de la perturbation) aient augmenté de façon statistiquement significative. En raison des grandes déformations lorsque le tronc est initialement fléchi, la contribution des tissus passifs avant et après la perturbation était plus élevée. Ainsi, avant la perturbation les EMG enregistrées et les forces actives prévues par le modèle ont augmenté afin de résister contre la gravité. Les forces passives / actives des muscles ont amélioré la stabilité tel que confirmé par l'indice de stabilité. La latence du réflexe des muscles a été retardée, bien que le pic des réflexes (EMG) n'ait pas été affecté. Les forces musculaires actives calculées par le modèle étaient significativement plus grandes lorsque le tronc était initialement fléchi, ce qui s’explique par le besoin d’équilibrer le moment net de flexion qui augmente avec la flexion du tronc. La plus grande contribution des composantes passives de la colonne vertébrale et des forces actives / passives musculaires ont amélioré la stabilité avant et après les perturbations, c.-à-d. pendant toute la durée du mouvement. Par contre, les charges plus élevées imposées sur la colonne vertébrale impliquent un risque accru de blessure dû à une perturbation soudaine lorsque le tronc est déjà en position fléchie. La préactivation des muscles abdominaux a augmenté la préactivation des EMG et les forces des muscles dorsaux avant la perturbation. Le plus petit indice de stabilité estimé avant la perturbation et au début de la période post-perturbation a montré une stabilité améliorée. La cinématique du tronc, le pic de réflexe EMG, les forces musculaires et le chargement imposé sur la colonne vertébrale estimés par le modèle n’ont pas été influencés par la préactivation des muscles abdominaux. Comme prévu, une plus grande charge de perturbation n'a pas affecté l'activité des muscles avant la perturbation;​ mais elle a augmenté le déplacement, la vitesse et l'accélération maximales, le pic de réflexe EMG, les forces musculaires prévues et le chargement de la colonne vertébrale. La stabilité a été améliorée après la perturbation, ceci dû à une plus grande activité réflexive des muscles dorsaux. Bien que le risque d'instabilité ait été réduit, le risque de blessure associé au chargement plus élevé de la colonne vertébrale a augmenté.

Pour résumer les résultats de la première étude, on a constaté que (1) la stabilité du tronc a été améliorée dû à la plus grande contribution des composantes actives-passives lorsqu’une précharge est appliquée, lorsque l'angle de flexion initiale du tronc est augmenté et lorsqu’il y a préactivation des muscles abdominaux;​ (2) les conditions initiales (pré-perturbation) ont influencé la réponse du tronc avant et après la perturbation;​ (3) la précharge a augmenté la rigidité intrinsèque active et diminué l’activité réflexive des muscles du dos;​ (4) la demande de réponse réflexive a augmenté sous la posture fléchie initiale en dépit de la rigidité intrinsèque active-passive plus élevée, ceci parce que l’effet de la gravité sur le tronc a détérioré la stabilité;​ ce qui a eu comme conséquence d’augmenter de façon significative le chargement de la colonne vertébrale;​ (5) la préactivation des muscles abdominaux n'a pas modifié les forces musculaires mais la coactivation prolongée des muscles qui a disparu progressivement après la perturbation a amélioré la stabilité avant et après la perturbation;​ (6) l’augmentation de la charge de perturbation a simultanément amélioré la stabilité et augmenté le chargement de la colonne vertébrale;​ (7) la sensibilité de la vitesse et l'accélération du tronc aux variables indépendantes est plus élevée par rapport aux EMG enregistrés des muscles, ce qui souligne la capacité du modèle d’éléments finis à décoder la cinématique en entrée et à prévoir l’effet de différentes variables sur les forces musculaires, le chargement de la colonne vertébrale et la stabilité du tronc.

Les résultats de la deuxième étude portant sur l’équilibre postural du tronc en position assise n’ont montré aucune différence statistique entre les groupes de sujets sains et lombalgiques chroniques. Les moyennes (pics entre parenthèses) de compression, des forces de cisaillement antéro-postérieur et mid-latéral ont été estimées 1139 N (1946 N), 437 N (790 N) et 6 N (239 N), respectivement. Les forces moyennes de compression et de cisaillement de la colonne vertébrale ont augmenté d'environ 50% par rapport à la position assise au repos (en position stable). Cependant, elles sont demeurées assez basses pour ne pas augmenter le risque de blessure.

Dans la première étude, les forces musculaires normalisées par rapport à la force musculaire maximale (0,6 MPa × PCSA (mm²)) ont été comparées à l’EMG normalisé pour des fins de validation du modèle. Les variations dans le temps étaient similaires. Les forces musculaires étaient retardées par rapport aux EMG normalisées, ce qui s’expliquerait par le délai électromécanique. Dans la deuxième étude, la position du centre de pression ainsi que la force de réaction verticale mesurées par la plate-forme de force ont montré des corrélations satisfaisantes avec les estimations du modèle.

En conclusion, les perturbations soudaines du tronc ont considérablement augmenté le chargement de la colonne vertébrale et par conséquent le risque de blessure. Le risque de blessure augmente davantage en présence d’une posture fléchie adoptée avant la perturbation et de plus grandes charges de perturbation. Bien que toutes les conditions préexistantes aient augmenté la rigidité intrinsèque de la colonne vertébrale en phase de pré-perturbation, la réponse réflexive a été déterminée comme essentielle au maintien de l’équilibre et de la stabilité du tronc après la perturbation. Les estimations du modèle lors de la tâche d’équilibre posturale en position assise n’ont pas permis de distinguer les sujets sains des sujets lombalgiques chroniques mais révèlent qu'il s’agit d’un exercice sécuritaire en raison des forces faibles à modérées imposées à la colonne vertébrale.

Back pain is known as a prevalent health crisis with large socioeconomic impact on societies. Effective prevention, rehabilitation and treatment programs should be founded on solid understanding of the spine functional neuro-biomechanics in normal and injured conditions. Due to technical difficulties, excessive cost and ethical concerns with in vivo and in vitro measurements, in silico biomechanical modeling has been recognized as a complementary and powerful tool in this respect.

Trunk perturbation that may happen in sudden loading/unloading or rapid displacement of trunk (during falls and slips for example) has been found as a risk factor for back pain. Inertial effects as well as large reflexive response of muscles could generate excessive spinal loads that may cause back pain or spinal injuries. The risk of injury further increases in cases with low margin of stability or impaired neuromuscular reflex response. Intrinsic stiffness of passive tissues and active muscles along with muscles reflexive responses have been suggested as the mechanisms that enhance stability and balance of the trunk. Perturbation load, pre-perturbation conditions as well as dysfunction in any of active-passive mechanisms alter their contributions in balance control and as a result influence muscle forces and spinal loads. The risk of pain and injury likely increases as well.

Challenged sitting has been suggested as an approach for therapeutic applications as well as investigation of the neuromuscular control mechanisms of spine. The advantage of this method in studying spine stability is in eliminating the effect of lower extremities that are fixed to the seat on the control of the spine in seated subjects. Since muscle reflex responses are essential in control of the trunk, impaired control due to pain or neural dysfunction cause larger reflexive forces and spinal loads that may increase the risk of injury and pain. It is important to estimate the spinal loads in order to assess the relative safety of a task for both healthy and chronic low back pain (CLBP) groups.

Three objectives are set in this study. The first one is to determine the effect of preperturbation conditions and perturbation load magnitude on the spine biodynamics response subject to sudden loads. It is hypothesized that the trunk initial conditions (i.e. posture, antagonistic coactivity and preload) and perturbation load magnitude affect the spine biodynamics response, i.e. kinematics, muscle forces, trunk stability and spinal loads. The second objective is to verify if the challenged seated position on a wobble chair is safe enough for both healthy and CLBP groups. The third objective is to verify if muscle forces and spinal loads profiles during the challenged balance sitting can be employed to differentiate healthy and CLBP groups.

In the first study, the effect of preload, initial trunk flexion, antagonistic preactivity of muscles and perturbation load magnitude were investigated on twelve asymptotic male subjects in a semi-seated upright posture under sudden loads applied at the T8 level via a harness. Applied preload and perturbation load on the trunk as well as generated trunk translation at the T8 level were measured. Electromyography (EMG) of 12 bilateral muscles was also recorded throughout before and after perturbations. EMGs were normalized to maximum isometric voluntary contractions (MVC) that were initially collected before experiments. A validated nonlinear musculoskeletal kinematics-driven finite element (FE) model of spine, driven by collected kinematics-kinetics was employed to compute muscle forces, spinal loads and trunk stability of all 12 subjects accounting for their individual body weight. To investigate the effect of perturbation magnitude and pre-perturbation conditions on collected results, statistical analyses were performed on kinematics of trunk, i.e. displacement, velocity and acceleration, muscle normalized EMG and muscles active/passive force, spinal loads and trunk stability index pre- and post- perturbation.

In the second study, 6 healthy and 6 CLBP males (among 36 subjects tested in an earlier study) with body height and weight close to our FE model were chosen. All the subjects had performed 60-sec challenged seated stability task while Euler rotations of the trunk at the S1, T12 and C7 as well as seat were recorded. Loci of the center of pressure and the reaction force were also measured with a force plate. The kinematics of trunk and the seat were prescribed into a three-dimensional kinematics-driven FE model of spine;​ and muscle forces and spinal loads were estimated. Statistical analysis was performed to investigate if back pain status had any influence on computed muscles response and spinal loads.

Results of the first study on sudden loading revealed that preloading the trunk did not affect trunk displacement;​ however its velocity and acceleration decreased significantly. Back muscles EMG and force prior to the perturbation increased to counterbalance the anterior preload. Recorded muscles EMG were not affected post-perturbation, but model-predicted muscle forces decreased significantly highlighting the improving effect of preload on trunk stability pre-perturbation that was confirmed with the stability index. Spinal loads however remained unaffected pre- and post-perturbation. Initial trunk flexion did not affect relative displacement of trunk although peak velocity and acceleration as well as the relative perturbation load (peak load minus perturbation load at the perturbation instance) increased significantly. Due to larger deformations when the trunk was initially flexed, contribution of passive tissues before and after perturbation was higher. Recorded EMG and model-predicted active forces increased in order to resist against the gravity before perturbation. Higher passive/active muscle forces improved stability that was confirmed by the stability index. Muscles reflex latency was delayed although EMG reflex-peak was unaffected. Model-predicted muscle active forces were significantly larger when trunk was initially flexed that is due to the effect of gravity in larger flexion angles that increases back muscle forces. Larger contribution of spine passive components and larger active/passive muscle forces improved the stability before and after perturbations during the entire motion time. Significantly higher spinal loads indicate greater risk of injury due to sudden perturbation in a flexed posture. Abdominal muscles preactivation increased muscles EMG preactivity and model-predicted back muscle forces pre-perturbation. Smaller stability index found before perturbation and early post-perturbation period showed enhanced stability. Post-perturbation kinematics, EMG reflex-peak, calculated muscle forces and spinal loads however remained unaffected. As expected, the magnitude of the perturbation load did not affect activity in muscles pre-perturbation;​ however, it increased post-perturbation displacement, peak velocity and acceleration, EMG reflex-peak, calculated muscle forces and spinal loads. Stability was improved after perturbation due to larger reflexive activity of muscles. Although the risk of instability was reduced but the risk of failure under larger spinal loads increased.

To summarize the findings of the first study, it was found that (1) trunk stability was improved due to larger contribution of active-passive components when preload, initial trunk flexion angle and abdominal preactivation increased;​ (2) initial (pre-perturbation) conditions influenced the trunk response both pre- and post-perturbation;​ (3) preload caused higher active intrinsic stiffness and decreased back muscles reflexive activity;​ (4) the demand for reflex response increased under initial flexed posture in spite of higher intrinsic active-passive stiffness as upper body gravity deteriorated stability;​ spinal loads increased significantly in consequence;​ (5) abdominal preactivation did not alter muscle forces but the prolonged muscles coactivity that disappeared gradually after perturbation enhanced stability pre- and post-perturbation;​ (6) higher perturbation load magnitude increased both the margin of stability and the spinal loads;​ (7) higher sensitivity to independent variables found in trunk velocity and acceleration profiles as compared to collected muscle EMG, highlighted the capability of the kinematics-driven FE model in decoding the input kinematics and in predicting the effect of changing variables on muscle forces, spinal loads and stability.

The results of the second study on challenged sitting on a wobble chair revealed no statistical difference between healthy and CLBP groups. The mean (peak) compression, anteriorposterior and right-left shear forces reached 1139 N (1946 N), 437 N (790 N) and 6 N (239 N), respectively. The average spinal compression and shear forces increased (by about 50%) relative to relaxed sitting. They remained nevertheless low enough to cause any injury. In the first study, the muscle forces normalized to maximum muscle force (0.6 MPa × PCSA (mm²)) were compared to normalized EMG for validation. The temporal patterns were found in good agreement. The muscle forces were delayed with respect to muscles normalized EMG that indicates the muscles electromechanical delay (EMD). In the second study, the loci of the center of pressure and the vertical reaction force calculated at the base compared to measurements via a force plate showed satisfactory correlations.

In conclusion, external sudden perturbations considerably increased spinal loads and consequently the risk of injury. The risk of injury further increases in presence of a preperturbation flexed posture and under higher perturbation loads. Although all pre-perturbation conditions increased spine intrinsic stiffness pre-perturbation, reflex response is found essential in maintaining the balance and stability after the perturbation. Challenged seated stability task could not distinguish between healthy and CLBP groups while it is a safe exercise due to low to moderate spinal forces.