Nous avons trouvé dans la littérature un certain nombre de données sur les caractéristiques mécaniques des organes biologiques, le plus grand nombre étant publié dans la revue « Journal of Biomechanics ». Dans le domaine de la biomécanique animale et humaine, nous pouvons différencier les études cellulaires et tissulaires et celles sur les mouvements, les fluides et les transferts.
Pour établir les lois de comportement qui sont, par exemple, nécessaires pour la conception d’un humanoïde virtuel, soumis à des crash tests virtuels, nous avons besoin de connaître les caractéristiques mécaniques de chaque organe qui compose le corps humain. C’est dans ce domaine que les données bibliographiques se font les plus rares. La rareté des données sur les caractéristiques mécaniques des organes du corps humain est due au fait que les essais expérimentaux in vivo sont difficilement réalisables. Les études se font généralement sur des organes sortis de leur environnement naturel et donc pas rigoureusement représentatifs de la réalité. Nous allons donc maintenant présenter quelques études que nous pouvons trouver dans la littérature.
Dans le domaine animalier, nous pouvons citer les travaux de Liao et Belkoff [Liao 1999] sur des ligaments de lapin. La mesure globale sur une série de ligaments de lapin blanc de Nouvelle-Zélande leur a permis de déterminer un module de Young de 512±96 Mpa pour des sujets âgés de 4 mois et de 435±96 MPa pour des sujets de 7 mois. A partir de ces résultats, ils ont établi une loi de comportement élastique pour leurs simulations numériques. Cette hypothèse n’est cependant valable que dans le domaine élastique.
Une autre étude que nous pouvons évoquer est celle réalisée par Zhang et al. [Zhang 2002] qui porte sur la caractérisation des artères de deux races bovines. A l’aide de la technique de mesure optique de corrélation, ils ont mesuré le module de Young, qui est, d’après leurs résultats, compris entre 183 KPa et 212 KPa. Ces exemples montrent la différence des caractéristiques mécaniques entre un même organe, mais ayant des fonctions différentes.
En ce qui concerne l’étude de la peau humaine, les travaux de Barbenel et Evans [Berbenel 1977], ainsi que ceux de Christensen et al. [Christensen 1977] ont démontré le comportement viscoélastique. Nous pouvons ajouter à cela les travaux d’Alexander et Cook [Alexander 1977] qui ont mis en évidence le comportement élastique non linéaire de ce tissu. Le plus grand nombre de travaux sur la peau humaine a surtout été réalisé par des dermatologues. Dans ce domaine, nous pouvons citer la revue « Journal of Investigative
Dermatology ». A cela, nous pouvons ajouter les travaux expérimentaux de Miller et Chinzei
[Miller 1997] qui ont pris en compte la vitesse dans leurs lois de comportement.
Il existe aussi des travaux expérimentaux concernant les ligaments et les tendons qui sont par exemple réalisés pour l’amélioration des performances sportives. Nous pouvons citer ceux de Nommersteeg et al. [Nommersteeg 1996] qui proposent des courbes de réponse force/déformation de forme exponentielle et une comparaison entre les résultats expérimentaux et ceux obtenus par des simulations numériques. Ces travaux ont été réalisés sur les ligaments du genou. Une autre étude portant sur le tendon d’Achille et les ligaments de la cheville a été réalisée par Wallenblöck et al. [Wallenblöck 1995]. Ils ont décomposé les forces actives et passives qui interviennent lors d’un saut en extension dans le tendon d’Achille et les ligaments. Pour cela, ils se sont servis des données fournies par plusieurs auteurs qui diffèrent très largement. Cronkit [Cronkit 1936] a dit que l’effort maximum dans un tendon peut être de 125 MPa, tandis que Stucke [Stucke 1950] donne une valeur de 60MPa pour des sujets morts. En examinant des sauts acrobatiques, Grafe [Grafe 1969] a montré que le tendon d’Achille pouvait soutenir, en moyenne, une charge dynamique de 5300 N, ce qui nous donne une contrainte de 65 MPa pour une section du tendon de 81 mm2. Quant à Wilhelm [Wilhelm 1975], il a déterminé une contrainte maximale de 40 à 60 MPa en statique et de 91MPa en dynamique. Plus récemment, à l’aide d’un système implanté, Komi [Komi 1984] a mesuré une contrainte maximale de 111 MPa sans provoquer la rupture du tendon d’Achille. Ayant toutes ces données, Wallenblöck et al. [Wallenblöck 1995] ont choisi une limite de contrainte à la rupture de 120 MPa.
D’autres types de tendons ont été étudiés. Par exemple, pour ceux du poignet, il y a les travaux de Loren et Lieber [Loren 1995]. Ils proposent, eux aussi, des courbes de comportement de forme exponentielle. Le module longitudinal qu’ils proposent est global et varie en fonction du tendon considéré. La valeur de ce module varie de 726.1±73.5 MPa pour un tendon donné à 438.1±93.7 MPa pour un autre. En contradiction avec ces données expérimentales, nous avons les travaux de Schechtman et Bader [Schechtman 1997] qui donnent une limite de rupture du tendon entre le pied et la cheville de 101.3 MPa avec une déformation maximale de 16%. Par contre, ils ont des courbes de comportement ayant la même forme exponentielle. Nous obtenons donc, d’après les données bibliographiques, une
Généraleme nt, les études biomécaniques portent sur un organe et sont réalisées globalement, c’est-à-dire que les déformations sont déterminées par deux points de mesure qui sont souvent situés aux extrémités. C’est donc l’hypothèse d’un organe homogène qui est imposée lors de l’utilisation de cette méthode de mesure. De plus, nous pouvons voir qu’en fonction des années des études, les valeurs des caractéristiques mécaniques varient, cela peut être expliqué par l’apparition des nouvelles techniques de mesure qui sont à notre disposition ou bien que les sujets sur lesquels ont été faits ces essais possédaient des caractéristiques différentes, comme par exemple l’âge ou la morphologie.
Nous pouvons trouver, dans la littérature, d’autres études pour chaque organe qui compose le corps humain. Généralement, ces autres essais sont aussi d’un point de vue global. Par exemple, ce sont les myographes isométriques et isotoniques, comme ceux des figures 1-1 et 1-2, qui sont utilisés pour déterminer la courbe expérimentale du comportement des muscles.
En conclusion, ces études sont généralement globales, car il est pratiquement impossible de disposer un capteur sur une surface biologique. Etant donné la structure hétérogène des organes, il serait souhaitable de pouvoir réaliser des mesures locales ou sur champ. C’est pourquoi, pour la suite, nous détaillerons les méthodes optiques.
Courant de stimulation
Anneau dynamométrique
Courant de stimulation
P
Figure 1-1. Myographe isométrique [Dauzat 1992].
Figure 1-2. Myographe isotonique [Dauzat 1992].