OCLC: 1013895864
PROQUEST: 1691815147
Les lésions et les douleurs vertébrales sont parmi les troubles musculo-squelettiques qui touchent l‘ensemble du tronc et notamment les muscles, les disques intervertébraux, les ligaments, les nerfs et les tendons. En conséquence, ces atteintes posent un problème de santé majeur et peuvent conduire à des incapacités physiques et à une augmentation de taux d‘absentéisme élevé en particulier chez la population active en milieu de travail. Ces atteintes représentent alors un défi économique et social non seulement pour les personnes affectées, mais aussi pour toute la société. L‘agent causal le plus rapporté dans la littérature est l‘effort excessif effectué lors des travaux de manutention, qui se traduit par de plus grandes forces sur les différentes structures actives (muscles) et passives (disques, ligaments) de la colonne vertébrale. La manutention d‘une charge excessive est l‘une des principales hypothèses, sur laquelle reposent plusieurs recherches pour donner plus d‘explications sur la cause des lésions vertébrales. En l‘absence de mesures directes de la réponse neuromusculaire et du chargement spinal lors des efforts de manutention, les modèles de la colonne vertébrale sont considérés comme un outil fiable et non-invasif pour étudier les cas critiques lors des travaux de manutention. Ces modèles constituent donc un axe fondamental de recherche pour mettre au point des programmes efficaces de réadaptation et de prévention des affections vertébrales.
Dans la littérature, il existe plusieurs équations prédictives permettant d‘estimer de manière simple les forces de compression et de cisaillement agissant sur les centres articulaires lombaires lors des tâches de manutention. Ces équations ont été développées en ayant recours à des modèles biomécaniques, des méthodes d‘optimisation, des études expérimentales d‘électromyographie (EMG) et de la cinématique. Cependant, certains paramètres qui influencent les structures vertébrales active et passive, tel que la rotation pelvienne, la rotation lombaire, la courbure lombaire, la taille de la colonne, les postures asymétriques, etc., ont souvent été négligés. L‘objectif principal de cette étude était d‘évaluer l‘influence de varier la grandeur, la position et l‘orientation d‘une charge externe sur les forces musculaires et les charges internes de la colonne vertébrale lorsque le moment net externe demeure identique à L5-S1. Ainsi, une étude expérimentale d‘EMG et de la cinématique combinée à une deuxième étude de modélisation de la colonne vertébrale a été réalisée pour atteindre cet objectif. Ce dernier a été divisé en quatre parties spécifiques se résumant comme suit :
Équilibre de la colonne vertébrale: Afin de calculer les forces musculaires ainsi que les forces de compression et cisaillement appliquées sur les articulations intervertébrales, on calcule, en premier lieu, les moments d‘équilibre à tous les niveaux de la colonne lombaire par le modèle d‘EF en tenant compte de la charge externe, du poids du tronc, de la cinématique du tronc, de la position spatiale de chaque membre supérieur et des propriétés de matériaux des segments fonctionnels. Dans un second lieu, et à partir du diagramme du corps libre, on obtient des équations d‘équilibre redondantes, dont les inconnus sont les forces des muscles du tronc. Pour résoudre le problème de la redondance des équations d‘équilibre, on combine itérativement un algorithme d‘optimisation (algorithme du premier objectif) avec une analyse incrémentale d‘EF jusqu‘à la convergence.
Modèle d’élément finis: Dans cette thèse, un modèle d‘EF thoraco-lombaire (T1-S1) nonlinéaire, symétrique dans le plan sagittale de la colonne vertébrale et pratiquement basé sur la cinématique du tronc a été utilisé. En résumé, les disques intervertébraux T12-S1 sont représentés par des poutres déformables tandis que les vertèbres lombaires sont modélisées par des éléments rigides. Les vertèbres thoraciques T1-T12 sont considérées comme un seul corps rigide. Le comportement mécanique des segments fonctionnels T1-S1 (vertèbres, disques, facettes et ligaments) est représenté par des relations non-linéaires d‘une part entre les compressions et les déformations et d‘autre part entre les moments passifs et les courbures. La géométrie du modèle, pour sa part, a été déterminée par les points de centres des vertèbres et des disques créés par CT (Computed Tomography) sur des échantillons lombaires cadavériques et sur des données extraites de la littérature. L‘architecture musculaire du modèle est symétrique dans le plan sagittal et comprend quarante-six muscles locaux attachés à la colonne lombaire et dix globaux liés à la cage thoracique. Les muscles globaux incorporés dans le modèle sont : iliocostalis lumborum pars thoracic (ICPT), longissimus thoracic pars thoracic (LGPT), rectus abdominus (RA), external oblique (EO) et internal oblique (IO). Pour ce qui a trait à la partie lombaire, les muscles locaux qui ont été introduits dans le modèle sont : le multifidus (MF), le quadratus lumborum (QL), l‘iliopsoas (IP), l‘iliocostlis lumborum pars lumborum (ICPL) et le longissimus thoracis pars loumborum (LGPL). L‘aire de la section physiologique (PCSA) et les insertions de ces muscles sont tirées de la littérature. Les muscles dorsaux ICPT et LGPT sont des muscles extenseurs et les muscles abdominaux RA, EO et IO sont des muscles fléchisseurs en raison de leurs points d‘attachement.
Algorithme d’optimisation: La somme des contraintes des muscles agonistes (ago) élevées à la puissance m moins la somme des contraintes des muscles antagonistes (antg) élevées à la puissance n (Fobj =∑σmago - ∑σnantg), était la fonction objective d‘un nouvel algorithme d‘optimisation, dans lequel on a introduit pour la première fois les forces des muscles antagonistes comme des variables inconnues. Les contraintes d‘égalité de cette optimisation étaient les équations d‘équilibre et une autre nouvelle contrainte d‘égalité fixant la somme des moments des muscles antagonistes, a été ajoutée. Selon la capacité physiologique des muscles, les contraintes d‘inégalité ont été déterminées de sorte que les forces musculaires (composantes actives) soient positives (ou nulles) et de façon à ce que les contraintes musculaires ne dépassent pas leur intensité maximale de 0.6 MPa. Les tâches de maintien étudiées étaient symétriques dans le plan sagittal et les sujets en posture debout droite. Une charge externe a été notamment levée à différentes hauteurs par rapport à L5-S1. En outre, différents exposants ont été introduits dans la fonction objective afin de calculer les forces musculaires abdominales et évaluer leur effet sur les forces de compression et de cisaillement à L5-S1 ainsi que sur la stabilité de la colonne vertébrale. Pour ce faire, une équation prédictive de la force de compression à l‘articulation L5- S1 et une autre de la force critique de flambement ont été développées et analysées dans le but de choisir les exposants m et n selon un critère visant à minimiser la compression à L5-S1, mais avec possiblement plus de stabilité de la colonne vertébrale.
Dans l‘ensemble, les résultats ont montré que, si on considérait 3 comme exposant des contraintes musculaires dans la fonction objective (n = m = 3), alors, on obtiendrait des rapports entre les forces musculaires qui sont similaires à ceux entre les activités d‘EMG in vivo. Ces rapports étaient aussi comparables aux rapports de la méthode conventionnelle qui négligeait les forces des muscles abdominaux (n = 0). Une solution optimale avec moins de compressions et possiblement plus de stabilité a été trouvée pour le cas de m = n = 3. Enfin, les résultats ont mis aussi en évidence que le muscle oblique interne IO est le muscle le plus efficace pour les tâches de maintien qui s‘effectuent à différentes hauteurs et en posture debout droite.
Mesures et modélisation des efforts maximaux volontaire en extension et flexion: De plus les investigations antérieures de notre groupe sur la réponse biomécanique du modèle cinématique de la colonne vertébrale, une autre étude de validation du même modèle portant cette fois-ci sur les contractions maximales volontaires, a été évaluée. Pour ce faire, douze sujets sains n‘ayant pas souffert des maux de dos au cours des dernières années ont été recrutés pour exécuter des efforts maximaux volontaires. Ces sujets avaient presque la même taille (177.67 ± 3.0 cm) et le même poids (72.98 ± 3.9 kg). Avant chaque test dynamométrique, le sujet invité était préparé pour recueillir les signaux EMG. Douze électrodes de surface ont été placées bilatéralement sur les endroits suivants : le rectus abdominus (RA), l‘external oblique (EO), l‘internal oblique (IO), le multifidus (MF) au niveau de L5, l‘iliocostalis (IC) au niveau de L3 et le longissimus (LG) au niveau de L1. Par la suite, le sujet a été placé dans un dynamomètre en posture semi-assise pour effectuer des contractions maximales volontaires (MVC) : en extension, en flexion avant, en flexion latérale (de chaque côté) et en torsion (de chaque côté). Ensuite, l‘activité EMG des muscles du tronc et les moments appliqués sur le sujet au centre L5-S1 dans toutes les directions, ont été mesurés. Dans cette étude, seuls les moments d‘extension et flexion ont été analysés et par la suite, appliqués comme des charges externes sur le modèle d‘EF pour prédire la réponse neuromusculaire et les forces spinales à des fins de validation.
Les moments mesurés en extension (242.4 ± 64.2 Nm) étaient significativement (p = 0.0005) plus élevés que les moments en flexion (151.1 ± 37.3 Nm). Ceux-ci étaient en bon accord avec les résultats rapportés dans la littérature.
En flexion, les signaux EMG normalisés moyens des muscles abdominaux IO, EO et RA atteignaient respectivement 73.6 ± 16.6 %, 87.0 ± 12.9 % et 75.1 ± 15.9 % tandis qu‘en extension, les signaux des extenseurs LGPT, ICPT et MF étaient 80.5 ± 16.1 %, 63.5 ± 15.9 % et 83.5 ± 10.4 %, respectivement. Dans les deux cas d‘extension et flexion, les signaux d‘EMG des muscles antagonistes étaient significativement plus faibles (p<0.0002) que ceux des muscles agonistes. En extension, les résultats ont également montré une différence significative (p = 0,016) entre l‘EMG du muscle LGPT et celui d‘ICPT.
Dans la deuxième partie de cette étude dynamométrique, une analyse d‘EF sur quatre sujets ayant la même taille que celle du modèle cinématique a été effectuée pour prédire les forces musculaires et les efforts spinaux. Pour cela, les données expérimentales (moments et cinématique) de ces sujets ont été considérées comme des variables d‘entrée dans le calcul. Les moments d‘extension et de flexion mesurés à L5-S1, ont été appliqués d‘une manière indirecte par des forces externes au niveau du contact entre le harnais du dynamomètre et le sujet. Des forces musculaires élevées ont été trouvées dans les muscles fléchisseurs en flexion et dans les muscles extenseurs en extension. Selon la littérature et en raison des co-activités d‘EMG élevées, une pression intra-abdominale (IAP) de 25 kPa et un moment (Mabd) antagoniste allant jusqu‘à 30 Nm ont été considérés en flexion. En extension, la pression intra-abdominal était de 15 kPa et le moment antagoniste pouvait aller jusqu‘à 20 Nm. Dans ce cas-ci, en gardant la pression IAP identique, le moment Mabd a produit plus d‘activités dans les muscles agonistes et puis a conduit à une augmentation des forces spinales. En extension, une augmentation de la pression de 0 kPa à 5 kPa, a mené à une diminution de l‘activité des muscles extenseurs ICPT et LGPT et des forces de compression et cisaillement. Ces dernières étaient plus élevées en extension qu‘en flexion (plus que 6000 N en extension et entre 2000 N-3000 N en flexion). Comme il était prévu, les forces dans les muscles locaux (de la région lombaire) étaient plus élevées en extension qu‘en flexion.
Dans l‘ensemble, les résultats ont confirmé que les résultats du modèle cinématique de la colonne vertébrale concordent avec les résultats expérimentaux des contractions maximales volontaires et avec les résultats de la littérature. Ceci confirme encore une fois, que ce modèle d‘EF représente un outil biomécanique fiable permettant d‘interpréter les changements qui se produisent dans la colonne vertébrale lors des activités physiques.
Étude de l’effet d’orientation, de la hauteur et de l’amplitude de la charge externes: Dans les deux dernières parties de cette étude, on cherche tout d‘abord à vérifier à l‘aide des données d‘EMG, si l‘orientation, la hauteur et la grandeur d‘une charge externe appliquée sur le tronc, influencent les activités des muscles du tronc en dépit d‘un moment externe identique à L5-S1. En second lieu, on vise à évaluer par le modèle d‘EF basé sur la cinématique si la réponse neuromusculaire et les efforts internes de la colonne vertébrale varient seulement avec la grandeur de la force externe ou aussi avec l‘orientation et la hauteur, lorsque le moment externe demeure inchangé au niveau L5-S1.
1-Étude expérimentale: Après le test dynamométrique, les douze sujets ont été invités à effectuer dans une position debout droite, six types de tâches de maintien statiques et symétriques dans le plan sagittal, dont le moment externe demeure identique à L5-S1 : (A) une tâche de maintien d‘un moment produit par des forces antérieures horizontales (angle 0°force horizontale) à une hauteur de 20 cm au-dessus de L5-S1 et (B) cinq tâches découlant d‘un moment produit par des forces externes à une hauteur de 40 cm au-dessus de L5-S1, mais suivant cinq différentes orientations (90°(direction de gravité), 50°(diagonale vers le bas), 25°(diagonale vers le bas), 0°(horizontale), -25°(diagonale vers le haut). Les six types de tâches ont été répétés à deux reprises pour trois grandeurs de moment : 15, 30 et 45 Nm. Le nombre total d‘essais pour chaque sujet s‘élevait donc à trente-six essais (6 tâches × 2 répétitions × 3 moments). Les forces externes transmises aux mains par un câble, étaient ajustées (par une barre d‘ajustement) pour chaque orientation de manière à exercer à L5-S1 le moment souhaité.
Après le traitement des signaux EMG ayant été mesurés bilatéralement, un test de Student (student t-test) à variables indépendantes a été effectué pour comparer entre les signaux du côté gauche et ceux du côté droit d‘un même muscle. Par la suite, une deuxième étude statistique de variance (ANOVA) a été réalisée dans le but d‘analyser le comportement des signaux EMG et de la cinématique des sujets sous l‘effet de l‘orientation, de la hauteur et de l‘amplitude de la force externe,
À un niveau de signification de α = 0.05, les analyses statiques d‘ANOVA ont démontré que la posture de la colonne vertébrale n‘a pas changée lorsque l‘orientation, la hauteur et le moment de la force externe ont été modifiés entre les essais. La force externe transmise via le câble variait significativement en fonction de l‘orientation et de la hauteur au-dessus de L5-S1. La force appliquée à différente orientation et hauteur s‘intensifiait significativement (comme prévu) avec une augmentation du moment à L5-S1. Sous l‘influence d‘un même moment à L5- S1, la grandeur de la force la plus élevée se manifestait lorsque la force suivait une orientation vers le haut à un angle de -25° et la grandeur la moins élevée, à un angle de +25° vers le bas. À la hauteur de 20 cm au-dessus de L5-S1, la force externe était plus élevée qu‘à la hauteur de 40 cm à cause du bras de levier qui était deux fois plus petit à 20 cm. Aucune différence significative n‘a été relevée entre les données EMG du côté droit et celles du côté gauche par le t-test (0.15 ≤ p) c‘est pourquoi elles ont été moyennées. L‘orientation de la force, la grandeur du moment et leur interaction ont significativement affecté l‘EMG des muscles extensseurs (MF, IC et LG). L‘effet de l‘augmentation du moment sur l‘EMG des muscles abdominaux était toutefois moins évident. L‘effet du moment sur l‘EMG était significatif pour tous les muscles extenseurs, mais celui de la hauteur l‘était seulement pour ICPT et EO en ce qui a trait du cas des forces horizontales. À la lumière des résultats expérimentaux, une étude de modélisation par EF s‘avère donc nécessaire pour vérifier si la grandeur, l‘orientation et la hauteur de la force externe influencent la réponse neuromusculaire et les efforts internes de la colonne vertébrale, lorsque le moment externe demeure inchangé L5-S1.
2-Étude de Modélisation: Le modèle d‘EF a été appliqué sur quatre sujets pour prédire les forces musculaires et les efforts spinaux. Le poids et la position des membres supérieurs, le poids du tronc ainsi que la cinématique des sujets, ont été appliqués directement dans le modèle. La force externe de chaque tâche a été calculée selon son bras de levier par rapport à L5-S1 où le moment externe a été considéré comme identique pour différentes orientations et hauteurs.
Ensuite, en appliquant les mêmes conditions expérimentales sur le modèle d‘EF, les forces musculaires, la force de compression et cisaillement à L5-S1 ont augmenté en passant d‘un moment externe de 15 Nm, après de 30 Nm et enfin de 45 Nm. Cette constatation est en accord avec les résultats de la littérature. La grandeur de la force externe horizontale a diminué de moitié en passant d‘une hauteur de 20 cm à 40 cm pour générer un moment identique à L5-S1. Sous l‘influence d‘un moment externe identique à L5-S1, les forces prédites des muscles globaux extenseurs ont augmenté tandis que celles des muscles lombaires locaux ont diminué de manière marquée avec l‘élévation de la force. Il s‘agit clairement d‘un transfert d‘activité musculaire des muscles locaux vers ceux globaux avec une augmentation de la hauteur. En dépit de l‘amplitude élevée de la force externe à 20 cm, les forces de compression et de cisaillement sont restées presque similaires (6 % de changement à 45 Nm). Le fait que les forces de cisaillement demeurent inchangées malgré une très grande force horizontale appliquée à 20 cm de hauteur s‘explique par une stratégie du système nerveux central qui active les muscles locaux lombaires au lieu des muscles thoraciques globaux. La force de compression à L5-S1 est principalement affectée à 20 cm de hauteur par l‘activité des muscles lombaires et à 40 cm par l‘activité des muscles thoraciques. Les données EMG de la section précédente confirment ces résultats.
Les forces des muscles globaux sont diminuées progressivement lorsque d‘un changement d‘orientation de 90°(la force verticale vers le bas) à -25°(force inclinée vers le haut). Par contre, les forces des muscles locaux ont suivi un patron opposé avec un maximum à -25º d‘orientation et un minimum proche de 90º. Cela a mis en évidence le rôle majeur des muscles globaux dans le cas d‘une force externe verticale et ceux des muscles locaux sous l‘action des forces horizontales. Les compressions et les cisaillements étaient maximaux à 90º d‘orientation et minimales à -25º; sous l‘action de 45 Nm, ces forces ont diminué de 22-24 % et de 12-17 % respectivement, puisque l‘orientation a changé de 90º à -25º. Enfin, les données EMG concordent avec les résultats des forces musculaires obtenus sous l‘influence d‘un moment de 45 Nm. Il semble que les électrodes de surface captent autant les activités des muscles locaux et globaux, mais sont plus sensibles à un groupe musculaire qui génère plus d‘activité. Les résultats ont montré l‘effet considérable de l‘orientation et de la hauteur des forces externes sur la réponse neuromusculaire et les forces spinales.
En résumé, il existe un changement important dans les activités des muscles du tronc lorsque l‘orientation, la hauteur et l‘amplitude des forces externes sont modifiées. Les données d‘EMG enregistrées dans l‘étude expérimentale étaient en accord avec les forces des muscles prédites dans le cas d‘une activation musculaire élevée. Ces résultats confirmaient l'influence majeure d'orientation et celle de la hauteur de la force sur la réponse neuromusculaire du tronc et sur les forces exercées sur la colonne lombaire. En somme, les résultats de cette étude remettent en question le fait d‘estimer le chargement lombaire en se basant uniquement sur les moments de forces.
Spinal injuries and degeneration are among musculoskeletal disorders (MSDs) which affect especially the muscles, intervertebral discs, facet joints, ligaments, nerves and tendons. The most reported causative agent is lifting and handling of excessive loads in the workplace, during sports or recreational activities. These activities often involve large muscle forces, awkward postures and excessive internal spinal loads that lead to an increase in the risk of back injuries. An accurate assessment of muscle forces and internal loads in the lumbar region under various activities is the focus of research in biomechanics of spine aiming to develop effective treatment, rehabilitation and prevention programs for back injuries.
To assist ergonomists and workplace professionals in their decision-making, predictive equations have been developed to predict compressive and shear forces at lumbar joints (L1-S1) during manual lifting tasks. They have been based on musculoskeletal biomechanical models, optimization, regression, electromyography (EMG), kinematics and anthropometric data. However, some important biomechanical parameters that influence the biomechanical behaviors the spine have been neglected. The driving force behind the current study is that trunk muscle activity (EMG), muscle forces and loads at different spinal levels are likely dependent not only on the moments of external loads, but also on the orientation and height of the external loads. Despite similar posture and identical external net moment (at the L5-S1 disc center), changes in magnitude, elevation and direction of applied force vectors could alter the absolute and relative magnitudes of compression, shear and moment loads at different spinal levels with likely consequences on the neuromuscular response. This study has the specific objectives:
In order to determine trunk muscle forces and internal spinal loads (compression and shear forces at different lumbar joint levels) while taking into account the external loads, gravity loads, kinematics and internal forces produced by muscles and ligamentous passive tissues were all considered. The equilibrium equations are highly redundant; the number of unknown (represented by muscle forces) exceeds the number of available equilibrium equations. To resolve this problem of kinetic redundancy, an iterative kinematics-driven model combined with a novel function objective was used. A nonlinear FE model using an iterative kinematics-driven algorithm combined with optimization was employed to resolve the trunk kinetic redundancy. Briefly, a sagittal-symmetric T1–S1 deformable-rigid body model consists of six deformable beams to model the overall nonlinear stiffness of 6 motion segments (vertebrae, disc, facets and ligaments at T12–S1 levels) at different directions. A sagittaly-symmetric muscle architecture with 46 local (attached to lumbar vertebrae) and 10 global (attached to thoracic cage) muscle fascicles is considered in the model. The global muscles are iliocostalis lumborum pars thoracic (ICPT), longissimus thoracis pars thoracic (LGPT), rectus abdominus (RA), external oblique (EO) and internal oblique (IO) while the local lumbar muscles are multifidus (MF), quadratus lumborum (QL), iliopsoas (IP), iliocostalis lumborum pars lumborum (ICPL) and longissimus thoracis pars lumborum (LGPL).
Coupled optimization algorithm: To calculate trunk muscle forces, a novel optimization algorithm was considered where the cost function is defined as the sum of agonist muscle stresses to the power of m subtracted by the sum of antagonist muscle stresses to the power of n: (Fobj =∑σmago - ∑σnantg), in which exponents m and n could take arbitrary values, ―ago‖ refers to all agonist extensor muscles of low back and ―antg‖ refers to all antagonist abdominal (flexor) muscles. The exponent m (for agonist muscles) and n (for antagonist muscles) are varied and the effects on estimations are studied. The equality constraints were represented by the sagittal moment equilibrium equations in the current deformed configuration of the trunk The inequality equations enforcing muscle forces to remain positive but smaller than the maximum active forces (i.e., 0.6×PCSA) were considered. The passive component of muscle forces is neglected in the current simulations due to negligible changes in the muscle length at the upright standing posture. This coupled objective function was introduced in kinematics-driven finite element model to estimate muscle forces and spinal loads and to identify the role of abdominal muscles in spinal stability while lifting symmetrically weight at different heights in upright standing. Predictive equations for compression at the L5-S1 and trunk critical buckling load were also developed with different muscle stress exponent m and n.
For the case with exponents m = n = 3, The external oblique (EO) and rectus abdominus (RA) forces reached respectively 53% and 32% of the force in the internal oblique (IO) whereas the force in the global iliocostalis (ICPT) was 42% of that in the global longissimus (LGPT) muscle. These proportions are in agreement with respective ratios for recorded EMG in lifting tasks. Comparison of results obtained based on the coupled objective function (m = n = 3) with those based on the conventional objective function (m = 3 and n = 0) when combined with either minimization of the compression force or maximization of the critical load yielded different forces in abdominal muscles. The spinal compression force and critical buckling load remained, however, nearly the same. The IO was the most efficient muscle in generating minimum compression forces and maximum critical buckling loads.
Maximum voluntary exertions in extension and flexion tasks: Twelve healthy males with no recent back complications participated voluntarily after signing an informed consent. Participants had 72.98 ± 3.87 kg weight, 177.67 ± 3.03 cm height and 23.25 ± 1.82 kg/m² body mass index (BMI). A trunk dynamometer consisting of three triaxial force platforms mounted on a steel frame that allows stabilization of the feet, knees and pelvis was used. In a semi-seated position, three trials in extension, two in flexion, two in lateral bending (on each side) and two in axial rotation (on each side) were performed. The dynamometer strength, 3 forces and 3 moments measured on the platform and 3 L5-S1 moment components, were measured. EMG signals were collected using twelve active surface electrodes positioned bilaterally over trunk muscles: longissimus, iliocostalis, multifidus, rectus abdominis, external oblique and internal oblique. For normalization, the EMG data of each muscle obtained from all trials in all directions were divided to their maximal value for each subject.
The mean maximal flexion and extension moments at the L5-S1 reached 151.1 ± 37.3 Nm and 242.4 ± 64.2 Nm, respectively, with the trunk strength significantly greater in extension (p = 0.0005). In both MVE cases, large EMG activities in agonist muscles were recorded. In flexion MVEs, mean normalized EMG values in IO, EO and RA reached 73.6 ± 16.6 %, 87.0 ± 12.9 %, and 75.1 ± 15.9 %, respectively. In extension MVEs, the mean normalized EMGs in LGPT, ILPT and MF were 80.5 ± 16.1 %, 63.5 ± 15.9 % and 83.5 ± 10.4 %, respectively. In both extension and flexion MVEs, the antagonists were activated at significantly lower levels than agonists (p<0.0002). ANOVA indicated overall no significant differences between agonists or between antagonists except between LGPT and ICPT (p = 0.016) and somewhat abdominals (p = 0.053) in extension MVEs.
To calculate trunk muscle forces and internal spinal loads, a kinematics-driven model combined with a novel objective function was used in 4 subjects. Measured external moments at the L5-S1 during MVEs were used separately for each subject to compute the magnitude of external resisting force at the harness-trunk interface. Measured trunk posture was prescribed into the kinematics-driven models for each subject in accordance with the semi-seated posture. In this work and in accordance with the relative activity in abdominal muscles, IAP values reaching maximum of 25 kPa (under constant co-activity moment of 15 Nm or 30 Nm) in flexion MVEs and 10 kPa (under co-activity moment of 20 Nm) in extension MVEs were assumed.
Similar to measured EMGs, large forces in abdominal muscles during flexion and in extensor muscles during extension were computed. In flexion MVEs, an increase in IAP to 25 kPa under a constant co-activity moment slightly decreased spinal compression and shear forces despite increases in IO and RA forces. An increase in the co-activity moment under constant IAP increased all muscle forces and spinal loads. In extension MVEs, an increase in IAP decreased agonist muscle activities in global longisimus and illiocostalis muscles as well as spinal forces. The co-activity moment increased antagonistic and, as a consequence, agonist muscle forces in extension MVEs. Spinal compression and shear forces were substantially larger in extension MVEs. Predictions of much larger spinal loads in extension MVEs and of maximum compression and shear forces at the L5-S1 exceeding 6000 N and 2000 N, respectively, are in general agreement with reported results in the literature.
Effect of orientation, height and amplitude of external loads: The evaluation of the effect of changes in the orientation, height and amplitude of external forces on the muscle activities and spinal loads was performed in two stages, in vivo measurements of the kinematics and muscle activities followed by the EF analyses to estimate muscle forces and compressive/shear at the L5- S1. Results of the Student test for independent variables showed that there was no significant difference (p-value ≤ 0.15) between the normalized EMG of the muscles on the left and right sides. Subsequently, ANOVA results showed the significant effects of orientation and magnitude of external loads especially on the EMG activity of the extensor muscles (MF, IC and LG).
1- Experimental study: After maximum voluntary exertions, each of twelve subjects performed 6 distinct static tasks at 2 repetitions in upright standing. These were further repeated at 3 load levels generating identical flexion moments of 15 Nm, 30 Nm and 45 Nm at the L5-S1 disc, 2 force elevations and 5 force orientations: (1) Force heights: Anteriorly-directed horizontal forces were carried in hands at 2 heights of H1 = 20 cm and H2 = 40 cm with respect to the L5-S1 disc center. (2) Force orientations: At the H2 =40 cm height, the orientation of the force vector supported at hands via a cable (Fig. 1) varied from downward vertical (90°) to downward inclined (50° and 25°), horizontal (0° which is the same as that considered above) and finally to upward inclined (-25°) directions.
For normalization, the EMG data of each muscle obtained from all trials under various loads were divided to their maximal value for each subject. Recorded left and right EMG data for each muscle in maximal efforts and regular tasks were averaged due to insignificant differences (p > 0.15). Repeated analysis of variance (ANOVA with post hoc Tukey) was carried out on the normalized EMG of each muscle (3 extensors and 3 abdominals) to analyze the effects of load orientations (5 levels) and moments (3 levels). Additional analyses were performed to study the effect of 2 heights (H1 and H2) at 3 moment levels. Moreover, the effects of orientation and moment on 3 dependent kinematics variables of trunk, pelvic and lumbar rotations were also analyzed.
Analysis of trunk kinematics demonstrated that the subjects indeed held their posture almost unchanged at all times as moment, force height and force orientation changed from a test to another. The external forces were significantly affected by changes in moment, height and orientation (p < 0.001). These externally applied forces via the cable increased with the moment and were largest when the force was oriented upward at -25° and smallest when oriented downward at 25°. They also increased, as expected, when applied at the lower height. The force orientation, moment level and their interaction had significant effects on normalized EMG of nearly all back muscles. The increasing effect of moment on normalized EMGs was however less evident in abdominal muscles. As for the changes in the force height, the effect of moment was found significant at all extensor muscles. The larger force applied at the lower height increased the activity in nearly all extensor and flexor muscles; under the maximum moment as the load elevation increased, mean EMG decreased in back muscles and in abdominals. Overall, the MF among extensors and EO among abdominals were most activated in all loading cases.
In summary, under identical posture and external moment at the L5-S1 level, changes in the height and orientation of the applied force held in hands substantially altered superficial muscle EMG activity especially of global extensor muscles.
2- Modeling study: Under similar load conditions as described above in the experimental study and driven by measured kinematics, gravity and external loads with different orientation, height and amplitude, a nonlinear finite element (FE) model along with a novel optimization algorithm (where muscle stress exponents m = n = 3) was employed to calculate trunk muscle forces as well as compression and shear forces at all T12-S1 joints. To compute biomechanical responses for load conditions at different orientations and heights, 4 subjects with upper body height similar to that in our existing FE model were selected. For each subject, the individualized upper body weight was distributed eccentrically at different spinal levels. Weights of upper arms, forearms, hands and head/neck were estimated and applied at their mass centers estimated in each case based on our measured kinematics and anthropometric data.
The FE models yielded substantially different muscle activation levels with moderate alterations (up to 24% under 45 Nm moment) in spinal loads as the load orientation and elevation varied. In all subjects and under constant moments at the L5-S1, compression and shear forces at the L5-S1 as well as forces in global muscles (thoracic LG and IC) progressively decreased as orientation of external forces varied from downward gravity (90˚) all the way to upward (-25˚) orientation. In contrast and at the same time, forces in local lumbar muscles followed reverse trends. Under horizontal forces generating identical flexion moments at the L5-S1, global thoracic muscle forces at the T12 substantially decreased but local lumbar muscle forces increased in all subjects as the load elevation decreased from 40 cm to 20 cm. At the same time and despite significant changes in global and local muscle forces, little alterations (<6%) were found in predicted compression and shear forces at the L5-S. Under varying load elevation, the compression and shear forces at the L5-S1 were affected primarily by substantially larger lumbar muscle forces at 20 cm load elevation whereas by much larger global extensor muscle forces at 40 cm load elevation. The FE results demonstrated, as expected, that muscle forces and spinal loads increased for all force orientations and elevations as the moment at the L5-S1 changed from 15 Nm to 30 Nm and finally to 45 Nm. The recorded surface EMG data under same load/posture conditions were in better agreement with the force predictions in the muscle group (local or global) at higher activation. Results demonstrate the marked effect of external force orientation and elevation on the trunk neuromuscular response and spinal forces.
These results demonstrate the marked effect of force elevation and orientation in occupational tasks on the trunk neuromuscular response and to some extent on the spinal forces and questions attempts to estimate spinal loads based only on consideration of moments at a spinal level.