MODÉLISATION INERTIELLE DU SUJET ASSIS

FIGUREIV.1 – Etapes de reconstruction du modèle de Pillet [104] en position assise

Le centre de gravité de chaque sujet (moyenne pondérée des centres de masse de chaque segment) et sa projection au sol a d’abord été calculé pour chaque modèle et comparé au centre de pression mesuré par la plateforme (en tenant compte de l’ajout de la chaise pour le modèle 2 -assis). En effet en statique la projection du centre de gravité et le centre de pression sont confondus. Les marqueurs anatomiques n’ayant pas été

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touchés entre les deux acquisitions, le système d’axe des repères segmentaires était le même pour les modèles 1 et 2. Ceci a permis de remplacer les paramètres inertiels du modèle 2 par ceux du modèle 1, créant ainsi le modèle 1 - assis.

Le sportif, amputé transfémoral, ne pouvant se tenir debout seul, les données de la plateforme de force en position debout (acquisition 1) étaient inutilisables. Ses modèles

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debout (modèle 1 - debout) et assis (modèle 2 - assis) ont néanmoins été construits et les projection des centres de gravité du modèle 1-assis et du modèle 2-assis ont été comparés aux mesures de la plateforme de force de la deuxième acquisition.

IV.1.2

Résultats

Les masses estimées grâce aux modèles 1-debout et 2-assis différaient des masses

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réelles mesurées par les plateformes (Figure IV.1) L’erreur moyenne était de 2,1 (± 0.7) kg pour le modèle 1-debout et de 3,1 (± 2.1) kg pour le modèle 2-assis. La différence moyenne entre les deux modèles était de 2,1 (± 1.3) kg.

La comparaison des répartitions de masses segmentaires avec la littérature (Tableau IV.2) montre des différences maximales de 3 % avec le modèle de Zatsiorsky et des dif-

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férences jusqu’à 15 % en comparant le tronc de Dempster, Chandler, Clauser avec la somme (bassin+tronc) des modèles 1-assis et 2-debout.

La comparaison des projections des centres de masses avec les centres de pression mesurés par les plateformes en position assise (Figure IV.3) fait apparaître une erreur plus faible en moyenne pour le modèle 2-assis (17 mm) que pour le modèle 1-debout (25 mm) en position assise.

TABLEIV.1 – Comparaison des masses calculées et mesurées (valeurs absolues en Kg)

FIGURE IV.2 – Comparaison de la masse relative de chaque segment avec la littérature

IV.1. MODÉLISATION INERTIELLE DU SUJET ASSIS

FIGUREIV.3 – Distance entre projection du centre de masse, calculée grâce aux

modèles, et centres de pression mesurés (valeurs absolues en mm)

IV.1.3

Discussion

L’étude a proposé une adaptation du modèle de Pillet [104], qui et a été évalué sur 8 sujets, qui différaient par le genre, la taille (de 1.58 à 1.85 m), le poids (de 49 à 90 kg) et dont un était amputé d’un membre inférieur.

Les masses segmentaires calculés par cette méthode étaient raisonnablement simi-

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laires à ceux recensées dans la littérature [104]. La différence de masse relative du tronc+bassin est due au choix des limites entre le bassin et la cuisse, qui transfère une partie de la masse du bassin vers les cuisses dans le cas du modèle de Pillet. Ceci a peu d’incidence en fauteuil roulant, où le bassin et les cuisses ont peu de déplacements relatifs. Nous noterons par ailleurs que nous avons dû grouper l’abdomen et le thorax

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avec le bassin pour effectuer cette comparaison avec certains modèles de la littérature. Les positions des centres de masses étaient comparables entre le modèle 2-assis et le modèle1- debout -qui a été précédemment validé pour la marche [104] - et présentaient une meilleure précision pour le modèle 2-assis, pour une personne assise. Les erreurs de centre de pression pour le sujet assis sont probablement dues d’une part à ce que

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le modèle ne couvre pas à la perfection le volume du sujet, d’autre part à l’hypothèse de densité uniforme sur un segment. Par ailleurs, en position assise, la position des centres de masse des cuisses prennent une grande importance par rapport à la position debout, où l’axe principal du segment est vertical et donc où une erreur de positionne- ment du centre de masse a des conséquences minimes sur le centre de pression. De plus

les membres inférieurs sont éloignés horizontalement par rapport au reste du corps en position assise, donc une erreur de masse sur ces segments entraîne une variation im- portante du centre de pression, alors qu’en position debout les projections des centres de masse des segments sur le sol sont contenues dans une surface de 0,1 m2_{. Sujet as-}

sis, Le modèle 2-assis s’est par ailleurs révélé plus précis sur la position du centre de

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masse que le modèle 1-debout, ce qui est certainement dû à la déformation des segments (tronc, cuisses principalement) entre la position érigée et la position assise. Il est donc préférable de créer le modèle volumique directement en position assise pour minimiser les erreurs du centre de masse. Son utilisation pour des mouvements à plus fortes accé- lérations devra comme tout modèle être considérée avec précaution, car une erreur sur

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l’inertie aura de plus fortes répercussions [75, 6].

L’acquisition optoélectronique sur un fauteuil présente plus de risques d’occlusion de marqueurs que sur une chaise, en particulier pour les marqueurs positionnées aux points anatomiques des membres inférieurs. Or, le volume représentatif d’un segment peut être construit par cette méthodes sans se référer nécessairement à des points ana-

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tomiques de ce segment. Ceci permet de modéliser des formes spéficiques (ex : moi- gnon d’un segment amputé, ne comportant pas tous les points anatomiques du seg- ment entier), mais aussi d’estimer les paramètres inertiels d’un segment sans placer les marqueurs aux points anatomiques de celui-ci. Théoriquement, un segment reconstruit grâce à ses points anatomiques diffèrera par son repère d’un segment reconstruit grâce à

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d’autre points, mais leurs paramètres inertiels seront similaires. Dans le cas d’un dépla- cement en fauteuil roulant, où le membre inférieur est quasiment immobile par rapport au fauteuil, les repères segmentaires des membres inférieurs ont peu d’importance, car la variation des angles relatifs entre ces membres ont peu d’intérêt. Il peut donc être intéressant de placer les marqueurs optoélectroniques sur les membres inférieurs en

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des points visibles par les caméras plutôt qu’en des points anatomiques, ce qui permet- tra d’éviter les occlusions de marqueurs tout en ne pénalisant pas l’interprétation des résultats.

Enfin, le temps nécessaire à la prise des deux photos était en moyenne de 15 se- condes, celui de génération du modèle était de 5 minutes, ce qui présente un autre inté-

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rêt de cette méthode.

IV.1.4

Conclusion

Sa capacité à générer rapidement un modèle personnalisé d’un patient assis ou de- bout, sain ou amputé, rend la méthode présentée ici particulièrement intéressante pour estimer les inerties de personnes handicapées en fauteuil roulant. Elle est utile pour

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analyser la locomotion en fauteuil roulant, où les paramètres inertiels du sujet sont de plus en plus utilisés [58, 116]. Pour le cas d’un sujet assis, il est par ailleurs préférable