Article de méthode

Une méthode inertielle basée sur l’unité de mesure pour estimer la cinématique des articulations de la hanche et du genou chez les athlètes de sport d’équipe sur le terrain

10.3K vues

⸱

DOI :

10.3791/60857

⸱

26 mai 2020

 ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  , 
1Center for Human Movement Sciences, University Medical Center, University of Groningen, 2Department of Human Movement Sciences, Faculty of Behavioural and Movement Sciences, Vrije Universiteit Amsterdam, 3Emerging Materials, Department of Design Engineering, Delft University of Technology, 4Department of Biomechanical Engineering, Delft University of Technology, 5FIFA Medical Center, Royal Netherlands Football Association, 6Royal Dutch Hockey Association

* These authors contributed equally

Dans cet article

Résumé

La surveillance des athlètes est essentielle pour améliorer les performances et réduire les risques de blessures dans les sports d’équipe. Les méthodes actuelles de surveillance des athlètes n’incluent pas les extrémités inférieures. L’attachement de plusieurs unités de mesure inertielle aux extrémités inférieures pourrait améliorer la surveillance des athlètes sur le terrain.

Résumé

La pratique actuelle de surveillance des athlètes dans les sports d’équipe est principalement basée sur des données de position mesurées par des systèmes de positionnement global ou locaux. L’inconvénient de ces systèmes de mesure est qu’ils n’enregistrent pas la cinématique des extrémités inférieures, ce qui pourrait être une mesure utile pour identifier les facteurs de risque de blessures. Le développement rapide de la technologie des capteurs peut surmonter les limites des systèmes de mesure actuels. Avec des unités de mesure inertielles (UNITÉS) solidement fixées aux segments du corps, des algorithmes de fusion de capteurs et un modèle biomécanique, la cinématique articulaire pourrait être estimée. Le but principal de cet article est de démontrer une configuration du capteur pour estimer la cinématique des articulations de la hanche et du genou des athlètes de sport d’équipe sur le terrain. Cinq sujets masculins (âge 22,5 ± 2,1 ans; masse corporelle 77,0 ± 3,8 kg; hauteur 184,3 ± 5,2 cm; expérience d’entraînement 15,3 ± 4,8 ans) ont effectué un sprint linéaire maximal de 30 mètres. Les angles articulaires de hanche et de genou et les vitesses angulaires ont été obtenus par cinq IMUs placés sur le bassin, les cuisses et les deux jarrets. Les angles de hanche allaient de l’extension de 195° (± 8°) à 100,5° (± 8°) et les angles de genou fléchaient de 168,6° (± 12°) flexion minimale et 62,8° (± 12°) flexion maximale. En outre, la vitesse angulaire de la hanche técait entre 802,6 °·s-1 (± 192 °·s-1) et -674,9 °·s-1 (± 130 °·s-1). La vitesse angulaire du genou 1155,9 °·s-1 (± 200 °·s-1) et -1208,2 °·s-1 (± 264 °·s-1). La configuration du capteur a été validée et pourrait fournir des informations supplémentaires en ce qui concerne la surveillance des athlètes sur le terrain. Cela peut aider les professionnels dans un cadre sportif quotidien à évaluer leurs programmes d’entraînement, dans le but de réduire les blessures et d’optimiser les performances.

Introduction

Les sports d’équipe (p. ex., soccer et hockey sur gazon) se caractérisent par l’alternance de brèves actions explosives comme la course à pied ou le sprint de haute intensité, avec de plus longues périodes d’activités moins exigeantes comme la marche ou le jogging1,2,3,4,5,6. Au cours des dernières décennies, les exigences physiques du jeu ont évolué avec plus de distance parcourue à grande vitesse et le sprint, des vitesses de balle plus rapides et plus de passes7,8.

Les athlètes s’entraînent constamment dur afin de maintenir et d’améliorer leur capacité physique à résister aux exigences physiques du jeu. L’application correcte d’un stimulus d’entraînement en combination avec la récupération suffisante induit des réponses qui mènent à l’adaptation du corps humain, améliorant la forme physique et la performance9. Au contraire, un déséquilibre entre un stimulus d’entraînement et la récupération peut conduire à une fatigue prolongée et une réponse d’entraînement indésirable (mauvaiseadaptation), ce qui augmente le risque de blessures chez les athlètes professionnels et amateurs de sportd’équipe 10,11,12,13.

L’un des principaux risques accompagnés d’entraînements élevés et de stimuli d’allumette sont les blessures causées par les tensions musculaires. Les blessures par contrainte musculaire représentent plus d’un tiers de toutes les blessures dues à la perte de temps dans les sports d’équipe et causent plus d’un quart de l’absence totale de blessures, les ischio-jambiersétant les plus fréquemment impliqués 14,15,16,17. En outre, le nombre d’athlètes qui subissent une blessure aux ischio-jambiers augmentechaque année 18,19, malgré que de multiples programmes ont été introduits pour prévenir les blessures aux ischio-jambiers souche12,13,20,21. Par conséquent, cela a une influence négative du point de vue sportif22 et financier 23. Ainsi, un suivi adéquat des athlètes individuels est essentiel pour optimiser les horaires d’entraînement, minimiser les risques de blessures et optimiser les performances.

La pratique actuelle de surveillance des athlètes dans les sports d’équipe est principalement basée sur des données de position mesurées par les systèmes de positionnement locauxou mondiaux 24,25. Ces systèmes surveillent l’activité avec des mesures basées sur le GPS telles que la distance parcourue, la vitesse de fonctionnement moyenne ou les mesures basées sur l’accélérométrie telles que PlayerLoad26,27,28. Un inconvénient de ces mesures est qu’elles n’incluent pas la cinématique des extrémités inférieures. Les systèmes de mesure optoélectroniques servent d’étalon-or pour effectuer une analyse cinématique des extrémités inférieures lors d’un sprint linéaire29,30,31,32. Les inconvénients de ces systèmes sont un manque de validité écologique en raison de leur zone de mesure restreinte, de la nécessité pour un expert de faire fonctionner le système et de l’analyse de données fastidieuse. Ainsi, cette méthode n’est pas adaptée à la pratique sportive quotidienne.

Le développement rapide de la technologie des capteurs peut surmonter les limites des méthodes actuelles de surveillance des athlètes. La fiabilité récente, la miniaturisation et les possibilités de stockage de données des unités de mesure inertielle (IMU) permettent l’application sur le terrain de la technologie des capteurs. Les IMUs contiennent un accéléromètre, un gyroscope et un magnétomètre qui mesurent l’accélération, la vitesse angulaire et le champ magnétique, dans trois axes orthogonauxrespectivement 33,34. Avec des capteurs solidement fixés aux segments du corps, des algorithmes de fusion de capteurs et un modèle biomécanique, il est possible d’estimer la cinématiquearticulaire 33. L’enregistrement de la cinématique commune en combinaison avec des informations sur l’accélération des différents segments du corps peut améliorer la surveillance des athlètes dans les sports d’équipe.

En coupant la configuration du capteur IMU à un essai normalisé sur le terrain, il peut être illustré comment la cinématique des extrémités inférieures sont enregistrées lors du sprint linéaire sur le terrain, ce qui pourrait être une mesure utile pour identifier les facteurs de risque de blessures. La configuration du capteur pourrait fournir des informations supplémentaires aux mesures de surveillance actuelles que les professionnels peuvent utiliser pour optimiser les horaires de formation afin d’améliorer les performances et de minimiser les risques de blessures. Par conséquent, le but principal de cet article est de démontrer une configuration inertielle de capteur pour estimer la cinématique commune de hanche et de genou des athlètes de sport d’équipe sur le terrain.

Protocole

Toutes les méthodes décrites dans cette section ont été approuvées par le comité d’éthique du Center for Human Movement Sciences de l’Université de Groningue (Numéro de registre: 201800904).

1. Préparation d’unités d’essai sur le terrain et de mesure inertielle

  1. Placez deux cônes à au moins 1 m l’un de l’autre pour déterminer le début de l’essai sur le terrain.
    REMARQUE : La distance de 1 m entre les cônes permet au sujet de courir facilement à travers le point de départ de l’essai sur le terrain. Cette distance peut être ajustée à la préférence du chef d’essai.
  2. Déterminez le point final de l’essai sur le terrain en roulant du ruban à mesurer du point de départ de l’essai jusqu’à ce qu’une distance linéaire de 30 m ait été parcourue.
  3. Placez deux cônes à au moins 1 m l’un de l’autre pour déterminer le point final de l’essai sur le terrain.
  4. Préparez les UDI à s’attacher correctement au corps du sujet.
    REMARQUE : Voir tableau des matériaux pour les dimensions de l’IMU et les caractéristiques de poids.
    1. Couper le ruban extensible en 5 morceaux de la taille de 10 cm x 10 cm.
    2. Couper le ruban adhésif à double face (p. ex., bande de toupee) en 5 morceaux égaux à la taille des UPP utilisés.
    3. Fixez un morceau de ruban adhésif à double face à chaque IMU.
    4. Étiquetez chaque IMU, afin qu’il puisse être reconnu individuellement lors de l’analyse des données.

2. Préparation du sujet

  1. Obtenez de l’information sur le sexe, l’âge, le poids corporel et la taille du sujet. Demandez au sujet de remplir un questionnaire sur ses antécédents en sports d’équipe. Obtenir un consentement éclairé écrit de sujets qui répondent aux critères d’inclusion.
    REMARQUE : Exemples de questions : (i) Pendant combien d’années jouez-vous au soccer? (ii) À quel niveau jouez-vous au football? iii) Combien d’heures par semaine vous entraînez-vous au soccer au cours des 6 derniers mois? iv) Quelle est votre position de jeu? v) Avez-vous ressenti de la douleur ou avez-vous subi une blessure musculo-squelettique à l’extrémité inférieure au cours des 6 derniers mois?
  2. Déterminez si le sujet répond aux critères d’inclusion.
    REMARQUE : Inclure les sujets lorsqu’ils n’ont subi aucune blessure musculo-squelettique ou douleur dans les extrémités inférieures au cours des 6 mois précédant l’exécution du protocole; Les sujets devraient avoir plus d’un an d’expérience dans les sports d’équipe en compétition au niveau amateur.
  3. Demandez au sujet de se changer en vêtements de sport (p. ex., un chandail de soccer, un short de soccer et des chaussures de soccer).
    REMARQUE : Étant donné que des capteurs seront placés sur le tibia, les chaussettes de soccer ne sont pas désirées.
  4. Préparez les UDI à s’attacher au corps du sujet.
    1. Alignez les 5 IMU les uns à côté des autres.
    2. Activez les cinq UDI en même temps en appuyant sur un bouton sur le dessus du capteur. Le capteur est activé lorsqu’une lumière verte clignote.
      REMARQUE : À partir de ce moment, chaque IMU échantillonne des données à 500 Hz. Les données sont stockées sur une carte SD en interne. Les données doivent être téléchargées sur un ordinateur portable ou un ordinateur une fois le test terminé.
    3. Assurez-vous qu’un pic mécanique a été généré en tapant tous les IG sur une surface dure en même temps (p. ex., sur une table).
      REMARQUE : Le pic mécanique est nécessaire pour synchroniser les signaux IMU. La synchronisation des signaux IMU est effectuée pendant le traitement des données (section 5). Cette section n’est pas nécessaire lorsque des capteurs disponibles dans le commerce sont utilisés. Dans ce cas, utilisez le logiciel correspondant pour synchroniser les capteurs.
  5. Attachez les UDI au corps du sujet (figure 1).
    1. Raser les poils du corps du sujet aux endroits anatomiques suivants : au sacrum entre les deux épines iliaques supérieures postérieures, la partie osseuse antémédiaire du tibia droit et gauche, et la partie latérale de la cuisse droite et gauche (c.-à-d. tractus illiotibialis).
      REMARQUE : Les emplacements anatomiques où les capteurs doivent être placés peuvent être déterminés par palpation.
    2. Pulvériser le jet adhésif sur les emplacements anatomiques décrits à l’étape 2.5.1. Attendez 5−10 s pour vous assurer que le spray adhésif est sec.
      REMARQUE : Tenez le jet à au moins 10 cm (4 pouces) de la peau et vaporisez la zone désirée d’un mouvement de balayage.
    3. Retirez la couche protectrice du ruban adhésif à double face des MI.
    4. Placez l’IMU aux endroits anatomiques décrits. Notez l’emplacement anatomique avec l’étiquette correspondante de l’IMU (p. ex., tige droite : IMU 1).
    5. Attachez le ruban d’étirement sur le dessus de chaque IMU pour vous assurer que le capteur est en outre fixé à la peau.

3. Étalonnage du capteur IMU

  1. Demandez au sujet de rester immobile dans une position neutre, les pieds écartés de la largeur de la hanche et les mains sur le côté. Maintenez cette position pendant une période minimale de 5 s.
  2. Demandez au sujet de fléchir sa hanche gauche et son genou à un angle de 90° dans le plan sagittal, puis d’étendre la hanche à sa position neutre telle que décrite à l’étape 3.1.
    REMARQUE : Pour les définitions de variables cinématiques, voir la figure 2.
  3. Répétez l’étape 3.2 pour la hanche droite et le genou.
  4. Demandez au participant de fléchir son tronc vers le sol et de retourner à sa position neutre.
  5. Attendez une période minimale de 5 s.
  6. Répétez les étapes 3.1−3.5 une fois.

4. Exécuter le test de sprint linéaire de 30 m

  1. Demandez au sujet d’effectuer un échauffement (par exemple, le football spécifique FIFA 11 + programme d’échauffement20).
  2. Informez le sujet du protocole de test.
    1. Indiquez clairement que le risque de subir une blessure pendant le test n’est pas plus élevé que pendant l’entraînement normal et que le sujet peut interrompre le test à tout moment, sans donner aucune raison.
    2. Demandez au sujet de se tenir dans la bonne position de départ, avec son pied préféré debout sur la ligne de départ et ses épaules derrière la ligne de départ sur le terrain.
    3. Indiquez au sujet que le chef d’essai comptera de 3 à 0, puis en criant « Démarrer ». Indiquez que lorsque « Démarrer » a été appelé, le test commence.
    4. Informez le sujet au sprint aussi vite que possible jusqu’à ce que le point final de 30 m ait été atteint. Une fois le point d’arrivée de 30 m atteint, le sujet doit ralentir le plus rapidement possible jusqu’à une position d’arrêt.
    5. Permettez au sujet de poser des questions. Si nécessaire, permettez au sujet d’effectuer une course de pratique pour familiariser le sujet avec le protocole.
  3. Demandez au sujet si les instructions étaient claires.
  4. Assurez-vous que le sujet est dans la bonne position de départ.
  5. Comptez de '3' à '0' et criez 'Démarrer' pour commencer le test. Démarrez la mise à jour lorsque le panneau de démarrage a été donné.
  6. Encouragez le sujet afin d’obtenir une performance maximale.
  7. Arrêtez la chronoe lorsque le participant a atteint sa position d’arrêt.
  8. Répétez les étapes 4.4−4.6 jusqu’à ce que trois sprints aient été effectués.
    REMARQUE : Laissez les participants se reposer pendant au moins 2 minutes entre les essais. Incluez le sprint le plus rapide pour l’analyse des données.
  9. Demandez au sujet d’effectuer un refroidissement.
  10. Détachez les MI du sujet en enlevant le ruban extensible et le ruban adhésif à double face du corps du sujet.

5. Traitement des données

  1. Connectez l’IMU à un ordinateur à l’aide d’un câble USB. Exportez les données IMU brutes vers un dossier spécifique sur l’ordinateur.
  2. Open MATLAB (version r2018b). Importer les fichiers de données IMU bruts (c.-à-d. accéléromètre, gyroscope et données magnétomètres).
  3. Synchronisez les fichiers de données IMU bruts.
    1. Importer le fichier de données d’accélération d’un capteur (p. ex., capteur du bassin).
    2. Calculez jerk en différeciant les signaux d’accélération X, Y et Z. Résumez le X, Y, et Z jerk pour obtenir le jerk total.
    3. Obtenez le pic mécanique en trouvant la valeur de l’indice dans le fichier de données où le jerk total a atteint sa valeur maximale. La valeur de l’indice est le début de la mesure.
    4. Supprimez tous les points de données des données d’accélération, des données magnétomètres et des données gyroscope avant la valeur de l’index du capteur.
    5. Répétez les étapes 5.3.1−5.3.3 pour chaque fichier de données brutes du capteur correspondant.
    6. Déterminez quel capteur contient la plus faible quantité de points de données en obtenant le nombre de points de données échantillonnés pour chaque fichier de données.
    7. Coupez tous les autres fichiers de données égaux à la taille du capteur qui a enregistré des signaux pour la période la plus courte.
  4. Filtrez les données du gyroscope à l’aide d’un filtre Butterworth à faible passage de deuxième ordre avec une fréquence de coupure de 12 Hz.
    REMARQUE : Le filtre et la fréquence de coupure particulière ont été choisis en fonction de l’inspection des données visuelles dans le cadre d’expériences pilotes antérieures.
  5. Obtenez l’orientation du capteur par rapport au cadre terrestre global en calculant la quaternion d’orientation du capteur à l’aide d’un filtre Madgwick35.
    REMARQUE : Une description détaillée de la façon dont l’orientation du capteur par rapport au cadre terrestre global est calculée est décrite dans Madgwick et coll.35.
  6. Alignez le cadre de coordonnées du capteur sur le segment du corps.
    1. Sélectionnez les numéros d’index du fichier de données lorsque le sujet était immobile pendant l’étalonnage (étape 3.1).
      REMARQUE : On suppose que l’axe longitudinal du capteur est similaire au vecteur de gravité.
    2. Utilisez les numéros d’index de l’étape 5.6.1 pour calculer l’orientation moyenne de chaque capteur par rapport au cadre de référence global pendant l’étalonnage statique. Faites ensuite pivoter le cadre du capteur de chaque capteur, de sorte qu’il s’aligne avec le cadre de référence global pendant l’étalonnage statique.
    3. Sélectionnez les numéros d’index du fichier de données lorsque le mouvement d’étalonnage de la jambe gauche a été effectué (étape 3.2).
    4. Faites pivoter l’orientation des capteurs de la jambe gauche de manière à ce que le mouvement d’étalonnage soit une rotation sur l’axe frontal seulement.
    5. Répétez les étapes 5.6.3 et 5.6.4 pour les mouvements d’étalonnage de la jambe droite et du tronc.
  7. Obtenez des orientations articulaires en exprimant l’orientation du segment du corps distal dans le cadre de coordonnées du segment proximal pour chaque articulation.
  8. Obtenez des angles communs en décomposant les orientations communes obtenues en angles Euler 'XZY'.
    REMARQUE : Comment décomposer les orientations conjointes obtenues en angles Euler « XZY » est décrite dans les travaux de Diebel36.
  9. Obtenir des vitesses angulaires articulaires exprimant les signaux gyroscope de chaque segment distal dans le cadre de coordonnées de son segment proximal correspondant moins la vitesse angulaire du segment proximal.
  10. Identifiez chaque étape pendant le sprint linéaire à l’aide d’un algorithme de détection d’étapes.
    1. Importer les données du gyroscope filtré dans MATLAB.
    2. Utilisez une fonction de détection de pointe pour identifier les pics dans le signal du gyroscope.
      REMARQUE : La hauteur maximale a été fixée à 286,5 °·s-1 et la distance minimale de pointe a été fixée à 100 échantillons (= 0,2 s).
  11. Pour chaque étape, calculer la valeur maximale pour l’angle de la hanche, l’angle du genou, la vitesse angulaire de la hanche et la vitesse angulaire du genou.
  12. Pour chaque étape, calculer la valeur minimale pour l’angle de la hanche, l’angle du genou, la vitesse angulaire de la hanche et la vitesse angulaire du genou.
  13. Pour chaque étape, calculer la plage de mouvement de la hanche en soustrayant l’angle minimal de la hanche de l’angle maximal de la hanche.
  14. Pour chaque étape, calculer la plage de mouvement du genou en soustrayant l’angle minimum du genou de l’angle maximal du genou.
  15. Enregistrez les données traitées dans un dossier spécifique de l’ordinateur afin de les utiliser pour une analyse plus approfondie.

6. Analyse des données

  1. Importer les données IMU traitées dans MATLAB.
  2. Divisez le sprint en une accélération, une vitesse de pointe et une phase de décélération basées sur les étapes identifiées par l’algorithme de détection d’étapes.
    REMARQUE : Les phases de sprint de cet article ont été choisies arbitrairement. La phase d’accélération est définie comme l’étape 3à 8 37, tandis que la phase de décélération est définie comme les huit dernières étapes du sprint. Les données sur la vitesse maximale ont été dérivées des étapes effectuées entre ces phases.
  3. Sélectionnez les données de vitesse angulaire pour l’analyse des données.
  4. Calculer les valeurs moyennes et l’écart type des variables cinématiques de toutes les étapes au cours de chaque phase du test de sprint linéaire de 30 m.
  5. Répétez l’étape 6.3 et 6.4 pour les données d’angle.

Résultats

Cinq sujets (tous masculins; tous les joueurs de soccer; 22,5 ans ± 2,1 ans; masse corporelle 77,0 ± 3,8 kg; hauteur 184,3 ± 5,2 cm; expérience d’entraînement 15,3 ± 4,8 ans) ont effectué un sprint linéaire maximal de 30 m. Les angles de hanche fléchissent entre 100,5° (± 8°) de flexion maximale et 183,1° (± 8°) d’extension maximale pendant l’accélération, 104,1° (± 8°) flexion maximale et 195° (± 8°) extension maximale pendant la vitesse de pointe, et 128,4° (± 11°) flexion maximale et 171,9° (± 23°) flexion minimale pendant la décélération. Les vitesses angulaires de la hanche varient entre 744,9 °·s-1 (± 154 °·s-1) et -578 °·s-1 (± 99 °·s-1)pendant l’accélération, 802.6 °·s-1 (± 192 °·s-1) et -674.9 °·s-1 (± 130 °·s-1) pendant la vitesse de pointe, et 447,7 °·s-1 (± 255 °·s-1) et -430,3 °·s-1 (± 189 °·s-1)pendant la décélération.

En outre, les angles du genou fléchissent entre 73,5° (± 12°) flexion maximale et 162,6° (± 7°) flexion minimale lors de l’accélération, Flexion maximale de 62,8° (± 12°) et flexion minimale de 164,8° (± 6°) pendant la vitesse de pointe, et flexion maximale de 81,1° (± 16°) et flexion minimale de 168,6° (± 12°) pendant la décélération. La vitesse angulaire du genou variait entre 935,8 °·s-1 (± 186 °·s-1) et -1137,8 °·s-1 (± 214 °·s-1)pendant l’accélération, entre 1155.9 °·s-1 (± 200 °·s-1) et -1208.2 °·s-1 (± 264 °·s-1) pendant la vitesse de pointe, et 1000.1 °·s-1 (± 282 °·s-1) et -1004.3 °·s-1 (± 324 °·s-1). La figure 3 illustre les données cinématiques continues d’un essai du test linéaire de sprint de 30 m, tandis que la figure 4 et la figure 5 illustrent les données cinématiques d’un cycle de foulée pendant l’accélération, la vitesse de pointe et la décélération d’un essai.

figure-results-1
Figure 1 : Représentation du placement du capteur. (A) Placement du capteur sur la tige droite et gauche. (B) Placement du capteur sur le bassin, et la cuisse droite et gauche. S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

figure-results-2
Figure 2 : Définitions des angles articulaires de la hanche et du genou et des vitesses angulaires. (A) Représentation de la position neutre dans le plan sagittal. Les angles communs en position neutre sont de 180°. (B) Représentation de l’articulation de la hanche (hanche θ), articulation du genou (genou θ) et gamme de mouvement (ROM). S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

figure-results-3
Figure 3 : Visualisation de la cinématique sprint d’un essai pendant l’accélération, la vitesse de pointe et la phase de décélération. Un astérix indique quand une étape a été détectée. ( A )Flexionde la hanche gauche et droite et angles d’extension au fil du temps. (B) Vitesses angulaires de la hanche gauche et droite au fil du temps. (C) Angles du genou gauche et droit au fil du temps. (D) Vitesses angulaires du genou gauche et droit au fil du temps. S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

figure-results-4
Figure 4 : Parcelle polaire dans laquelle l’angle articulaire de la hanche (°) et les vitesses angulaires (flexion/extension) d’une étape sont illustrés lors de l’accélération, de la vitesse de pointe et de la décélération. S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

figure-results-5
Figure 5 : Parcelle polaire dans laquelle l’angle articulaire du genou (°) et les vitesses angulaires (flexion/extension) d’une étape sont illustrés lors de l’accélération, de la vitesse de pointe et de la décélération. S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Discussion

Les méthodes actuelles de surveillance des athlètes dans les sports d’équipe n’enregistrent pas la cinématique des extrémités inférieures, ce qui pourrait être une mesure utile pour identifier les facteurs de risque de blessures. L’étalon-or pour l’analyse de la cinématique des extrémités inférieures pendant le sprint sont les systèmes de mesure optoélectroniques29,30,31,32. Bien que les systèmes de mesure optoélectroniques servent d’étalon-or, ces systèmes n’ont pas de validité écologique en raison de leur zone de mesure restreinte. La configuration du capteur présentée dans cet article surmonte les limites des systèmes de mesure actuels, et est relativement bon marché. La possibilité d’enregistrer la cinématique des extrémités inférieures sur le terrain, mesurée par la configuration du capteur, peut améliorer la pratique de surveillance des athlètes.

Études antérieures qui ont examiné la cinématique sprint29,31,37,38,39 ont rapporté des angles de hanche allant de l’extension de 210 ° à 90 ° flexion. En outre, ces études ont rapporté des angles de genou allant de 160° flexion minimale et 40° flexion maximale. Les valeurs observées dans cette étude se trouvent dans la fourchette précédemment rapportée. Une étude38 a rapporté des vitesses angulaires de hanche s’étendant de -590 °·s-1 à 700 °·s-1 et des vitesses angulaires de genou s’étendant de -1.000 °·s-1 à 1.100 °·s-1. Bien que les valeurs observées dans cette étude aient été plus élevées, elles montrent une tendance similaire au fil du temps. La méthode a été validée et pourrait être utilisée pour la surveillance des athlètes sur le terrain40.

L’étude actuelle a certaines limites qui doivent être abordées. Premièrement, outre les caractéristiques des UI qui ont été utilisées, les utilisateurs doivent être conscients que les signaux dérivés des UI sont affectés par plusieurs sources d’erreur qui limitent la gamme possible d’applications41. Premièrement, l’oscillation des tissus mous autour des os (c.-à-d. les artefacts des tissusmous 42)peut affecter l’enregistrement de la cinématique. Pour cette raison, il est important d’attacher soigneusement les UDI au corps du sujet selon les étapes décrites dans le protocole. Bien que des mesures nécessaires aient été entreprises, il convient de noter que l’étude actuelle n’incluait pas de sangles élastiques supplémentaires pour prévenir les mouvements erronés du capteur. Cela pourrait améliorer les résultats et peut être considéré comme une limitation de cette étude. Deuxièmement, les perturbations ferrrommagnétiques provenant d’autres dispositifs (principalement à l’intérieur des bâtiments) modifient l’ampleur ou la direction du vecteur de champ magnétique mesuré du magnétomètre de l’IMU, causant ainsi des erreurs dans l’orientation estimée43. Par conséquent, les sources de perturbations ferromagnétiques doivent être évitées autant que possible. En outre, il faut noter que la configuration du capteur n’est pas applicable aux plaquages coulissants puisque les capteurs se détacheront de la peau à la suite d’un contact avec la surface du sol. Ainsi, les participants devraient être invités à ne pas effectuer de plaquages coulissants pendant les petits jeux latéraux. Une solution possible pour ce problème pourrait être d’intégrer la configuration du capteur dans les vêtements intelligents (c.-à-d., un collants de capteur intelligent).

Les variables cinétiques obtenues par la configuration du capteur pourraient être utilisées dans un modèle segmental afin de surveiller les athlètes sur le terrain. Des recherches antérieures ont révélé une réduction de la flexion combinée maximale de la hanche et de l’angle d’extension du genou (c.-à-d. longueur théorique des ischio-jambiers) après chaque moitié d’une simulation de match de soccer44. Dans la même étude, une augmentation de la vitesse angulaire de tige a été observée pendant les extrémités de chaque moitié. La longueur inférieure des ischio-jambiers combinée à une vitesse accrue de la tige peut indiquer un risque accru de tension excessive aux ischio-jambiers après la fatigue. De telles altérations de la cinématique du sprint peuvent être détectées dans un environnement de champ à l’aide d’un modèle segmental piloté par unité de mesure inertielle (IMU). Outre les changements dans la cinématique articulaires, les forces qui agissent sur le corps dans son ensemble peuvent également être estimées. Les forces de réaction au sol (GRF) décrivent la charge biomécanique éprouvée par le système musculo-squelettique total, et peuvent être estimées à l’aide de la deuxième loi de mouvement de Newton (c.-à-d. F = m · a). La recherche actuelle en course à pied a utilisé l’estimation GRF pour optimiser les performances de sprint45,46 ou d’évaluer le risque de blessurespotentielles 47,48,49,50. Ces études suggèrent que les taux de chargement, les pics de force d’impact vertical et la force de rupture horizontale sont liés aux blessures musculo-squelettiques de surutilisation. Bien qu’il soit difficile d’estimer le GRF avec précision lors de mouvements spécifiques très dynamiques sportd’équipe 51,52, la possibilité de surveiller ces variables pendant les mesures sur le terrain pourrait fournir de nouvelles informations pour optimiser les performances, ou pour prévenir les blessures.

Les résultats présentés dans cet article se limitent à la surveillance de la cinématique des extrémités inférieures au cours d’un sprint linéaire, en se concentrant sur le mécanisme de blessure aux ischio-jambiers. Cependant, il convient de noter que les blessures à la hanche et à l’aine se produisent également fréquemment dans les sportsd’équipe 14,17,53,54,55. Ces blessures sont probablement causées par la participation répétitive des coups de pied et le changement de direction. Ainsi, les recherches futures devraient non seulement limiter leur concentration sur le sprint en relation avec le mécanisme de blessure aux ischio-jambiers, mais aussi se concentrer sur l’élargissement des connaissances concernant les tâches de changement de direction56 etcoups de pied 57,58,59 en relation avec les blessures à la hanche et à l’aine.

Pour conclure, cette configuration du capteur pourrait être intégrée dans les vêtements intelligents. Les vêtements intelligents peuvent permettre d’enregistrer la cinématique des extrémités inférieures sur le terrain lors de tâches spécifiques au sport d’équipe, ce qui pourrait améliorer le suivi des athlètes à l’avenir. Cela peut aider les professionnels dans un milieu sportif quotidien à évaluer leurs programmes d’entraînement et à les optimiser, dans le but de réduire le risque de blessures.

Déclarations de divulgation

Les auteurs n’ont rien à divulguer.

Remerciements

Les auteurs aimeraient remercier les sources de financement fournies par l’organisation nationale néerlandaise de recherche (NWO). En outre, les auteurs aimeraient remercier la Royal Football Association néerlandaise (KNVB) d’avoir facilité le programme de recherche en donnant accès à leurs installations de recherche. Enfin, les auteurs aimeraient remercier Thijs Wiggers pour sa contribution au programme de recherche.

Matériaux

Liste des matériaux utilisés dans cet article
NomEntrepriseNuméro de catalogueCommentaires
Logiciel informatiqueThe MathWorks, Inc., Natick, MA, USAMatlab Version 2018b
CônesNiken = 4
RubanPour la fixation d’IMU sur la peau
Unités de mesure inertielleMPU-9150, Invensense, San Jose, Californie, États-Unisn = 5 ; Dimensions : 3,5 x 2,5 x 1,0 cm ; Poids : 0,011 kg ; Fréquence d’échantillonnage : 500 Hz ; Accéléromètre : ± ; 16 G, gyroscope : ± ; 2000 ° ;/s
RubanLongueur minimale : 30 mètres
Spray pré-rubanMueller Tuffner, Mueller Sports Medicine, Inc., Wisconsin, États-UnisContenu : 283 g
Ruban étirableFixomull, BSN Medical, Almere, Pays-Bas
adhésif double face à mesurer

Références

  1. Bradley, P. S., et al. High-intensity running in English FA Premier League soccer matches. Journal of Sports Sciences. 27 (2), 159-168 (2009).
  2. Di Salvo, V., et al. Performance characteristics according to playing position in elite soccer. International Journal of Sports Medicine. 28 (3), 222-227 (2007).
  3. Mohr, M., Krustrup, P., Bangsbo, J. Match performance of high-standard soccer players with special reference to development of fatigue. Journal of Sports Sciences. 21 (7), 519-528 (2003).
  4. Rampinini, E., Coutts, A. J., Castagna, C., Sassi, R., Impellizzeri, F. M. Variation in top level soccer match performance. International Journal of Sports Medicine. 28 (12), 1018-1024 (2007).
  5. McGuinness, A., Malone, S., Hughes, B., Collins, K., Passmore, D. Physical Activity and Physiological Profiles of Elite International Female Field Hockey Players Across the Quarters of Competitive Match Play. Journal of Strength and Conditioning Research. 33 (9), 2513-2522 (2019).
  6. Ihsan, M., et al. Running Demands and Activity Profile of the New Four-Quarter Match Format in Men's Field Hockey. Journal of Strength and Conditioning Research. , (2018).
  7. Wallace, J. L., Norton, K. I. Evolution of World Cup soccer final games 1966-2010: game structure, speed and play patterns. Journal of Science and Medicine in Sport. 17 (2), 223-228 (2014).
  8. Barnes, C., Archer, D. T., Hogg, B., Bush, M., Bradley, P. S. The Evolution of Physical and Technical Performance Parameters in the English Premier League. International Journal of Sports Medicine. 35 (13), 1095-1100 (2014).
  9. Smith, D. J. A framework for understanding the training process leading to elite performance. Sports Medicine. 33 (15), 1103-1126 (2003).
  10. Soligard, T., et al. How much is too much? (Part 1) International Olympic Committee consensus statement on load in sport and risk of injury. British Journal of Sports Medicine. 50 (17), 1030-1041 (2016).
  11. Jaspers, A., Brink, M. S., Probst, S. G. M., Frencken, W. G. P., Helsen, W. F. Relationships Between Training Load Indicators and Training Outcomes in Professional Soccer. Sports Medicine. 47 (3), 533-544 (2017).
  12. van der Horst, N., Smits, D. W., Petersen, J., Goedhart, E. A., Backx, F. J. The preventive effect of the nordic hamstring exercise on hamstring injuries in amateur soccer players: a randomized controlled trial. American Journal of Sports Medicine. 43 (6), 1316-1323 (2015).
  13. van de Hoef, P. A., et al. Does a bounding exercise program prevent hamstring injuries in adult male soccer players? - A cluster-RCT. Scandinavian Journal of Medicine & Science in Sports. 29 (4), 515-523 (2019).
  14. Ekstrand, J., Hagglund, M., Walden, M. Epidemiology of muscle injuries in professional football (soccer). American Journal of Sports Medicine. 39 (6), 1226-1232 (2011).
  15. Woods, C., et al. The Football Association Medical Research Programme: an audit of injuries in professional football - analysis of hamstring injuries. British Journal of Sports Medicine. 38 (1), 36-41 (2004).
  16. Barboza, S. D., Joseph, C., Nauta, J., van Mechelen, W., Verhagen, E. Injuries in Field Hockey Players: A Systematic Review. Sports Medicine. 48 (4), 849-866 (2018).
  17. Delfino Barboza, S., Nauta, J., van der Pols, M. J., van Mechelen, W., Verhagen, E. A. L. M. Injuries in Dutch elite field hockey players: A prospective cohort study. Scandinavian Journal of Medicine & Science in Sports. 28 (6), 1708-1714 (2018).
  18. Jones, A., et al. Epidemiology of injury in English Professional Football players: A cohort study. Physical Therapy in Sport. 35, 18-22 (2019).
  19. Ekstrand, J., Walden, M., Hagglund, M. Hamstring injuries have increased by 4% annually in men's professional football, since 2001: a 13-year longitudinal analysis of the UEFA Elite Club injury study. British Journal of Sports Medicine. 50 (12), 731-737 (2016).
  20. Thorborg, K., et al. Effect of specific exercise-based football injury prevention programmes on the overall injury rate in football: a systematic review and meta-analysis of the FIFA 11 and 11+ programmes. British Journal of Sports Medicine. 51 (7), 562-571 (2017).
  21. Shield, A. J., Bourne, M. N. Hamstring Injury Prevention Practices in Elite Sport: Evidence for Eccentric Strength vs. Lumbo-Pelvic Training. Sports Medicine. 48 (3), 513-524 (2018).
  22. Ekstrand, J. Keeping your top players on the pitch: the key to football medicine at a professional level. British Journal of Sports Medicine. 47 (12), 723-724 (2013).
  23. Hagglund, M., et al. Injuries affect team performance negatively in professional football: an 11-year follow-up of the UEFA Champions League injury study. British Journal of Sports Medicine. 47 (12), 738-742 (2013).
  24. Akenhead, R., Nassis, G. P. Training Load and Player Monitoring in High-Level Football: Current Practice and Perceptions. International Journal of Sports Physiology and Performance. 11 (5), 587-593 (2016).
  25. Vanrenterghem, J., Nedergaard, N. J., Robinson, M. A., Drust, B. Training Load Monitoring in Team Sports: A Novel Framework Separating Physiological and Biomechanical Load-Adaptation Pathways. Sports Medicine. 47 (11), 2135-2142 (2017).
  26. Boyd, L. J., Ball, K., Aughey, R. J. The reliability of MinimaxX accelerometers for measuring physical activity in Australian football. International Journal of Sports Physiology and Performance. 6 (3), 311-321 (2011).
  27. Barrett, S., Midgley, A., Lovell, R. PlayerLoad: reliability, convergent validity, and influence of unit position during treadmill running. International Journal of Sports Physiology and Performance. 9 (6), 945-952 (2014).
  28. Ehrmann, F. E., Duncan, C. S., Sindhusake, D., Franzsen, W. N., Greene, D. A. GPS and Injury Prevention in Professional Soccer. Journal of Strength and Conditioning Research. 30 (2), 360-367 (2016).
  29. Chumanov, E. S., Heiderscheit, B. C., Thelen, D. G. The effect of speed and influence of individual muscles on hamstring mechanics during the swing phase of sprinting. Journal of Biomechanics. 40 (16), 3555-3562 (2007).
  30. Heiderscheit, B. C., et al. Identifying the time of occurrence of a hamstring strain injury during treadmill running: a case study. Clinical Biomechanics. 20 (10), 1072-1078 (2005).
  31. Thelen, D. G., et al. Hamstring muscle kinematics during treadmill sprinting. Medicine & Science in Sports & Exercise. 37 (1), 108-114 (2005).
  32. Schache, A. G., Wrigley, T. V., Baker, R., Pandy, M. G. Biomechanical response to hamstring muscle strain injury. Gait & Posture. 29 (2), 332-338 (2009).
  33. Roetenberg, D., Luinge, H., Slycke, P. Xsens MVN: Full 6DOF human motion tracking using miniature inertial sensors. Xsens Motion Technologies B.V. Enschede. , 1-7 (2009).
  34. Roetenberg, D., Slycke, P. J., Veltink, P. H. Ambulatory position and orientation tracking fusing magnetic and inertial sensing. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 54 (5), 883-890 (2007).
  35. Madgwick, S. O., Harrison, A. J., Vaidyanathan, A. Estimation of IMU and MARG orientation using a gradient descent algorithm. Proceedings of IEEE International Conference on Rehabilitation Robotics. , Zurich, Switzerland. (2011).
  36. Diebel, J. Representing Attitude: Euler Angles, Unit Quaternions, and Rotation Vectors. Matrix. 58 (15-16), 1-35 (2006).
  37. Struzik, A., et al. Relationship between Lower Limb Angular Kinematic Variables and the Effectiveness of Sprinting during the Acceleration Phase. Applied Bionics and Biomechanics. 2016, 9(2016).
  38. Struzik, A., et al. Relationship between lower limbs kinematic variables and effectiveness of sprint during maximum velocity phase. Acta of Bioengineering and Biomechanics. 17 (4), 131-138 (2015).
  39. Higashihara, A., Nagano, Y., Ono, T., Fukubayashi, T. Differences in hamstring activation characteristics between the acceleration and maximum-speed phases of sprinting. Journal of Sports Sciences. 36 (12), 1313-1318 (2018).
  40. Wilmes, E., et al. Inertial Sensor-Based Motion Tracking in Football with Movement Intensity Quantification. Sensors (Basel). 20 (9), (2020).
  41. Camomilla, V., Bergamini, E., Fantozzi, S., Vannozzi, G. Trends Supporting the In-Field Use of Wearable Inertial Sensors for Sport Performance Evaluation: A Systematic Review. Sensors. 18 (3), 873(2018).
  42. Camomilla, V., Dumas, R., Cappozzo, A. Human movement analysis: The soft tissue artefact issue. Journal of Biomechanics. 62, 1-4 (2017).
  43. Robert-Lachaine, X., Mecheri, H., Larue, C., Plamondon, A. Effect of local magnetic field disturbances on inertial measurement units accuracy. Applied Ergonomics. 63, 123-132 (2017).
  44. Small, K., McNaughton, L. R., Greig, M., Lohkamp, M., Lovell, R. Soccer fatigue, sprinting and hamstring injury risk. International Journal of Sports Medicine. 30 (8), 573-578 (2009).
  45. Wdowski, M. M., Gittoes, M. J. R. First-stance phase force contributions to acceleration sprint performance in semi-professional soccer players. European Journal of Sport Science. , 1-23 (2019).
  46. Bezodis, N. E., North, J. S., Razavet, J. L. Alterations to the orientation of the ground reaction force vector affect sprint acceleration performance in team sports athletes. Journal of Sports Sciences. 35 (18), 1-8 (2017).
  47. Hreljac, A. Impact and overuse injuries in runners. Medicine & Science in Sports & Exercise. 36 (5), 845-849 (2004).
  48. Willy, R. W. R. In-field gait retraining and mobile monitoring to address running biomechanics associated with tibial stress fracture. Scandinavian Journal of Medicine & Science in Sports. 26 (2), 197-205 (2016).
  49. van der Worp, H., Vrielink, J. W., Bredeweg, S. W. Do runners who suffer injuries have higher vertical ground reaction forces than those who remain injury-free? A systematic review and meta-analysis. British Journal of Sports Medicine. 50 (8), 450-457 (2016).
  50. Napier, C. C. Kinetic risk factors of running-related injuries in female recreational runners. Scandinavian Journal of Medicine & Science in Sports. 28 (10), 2164-2172 (2018).
  51. Wundersitz, D. W., Netto, K. J., Aisbett, B., Gastin, P. B. Validity of an upper-body-mounted accelerometer to measure peak vertical and resultant force during running and change-of-direction tasks. Sports Biomechanics. 12 (4), 403-412 (2013).
  52. Nedergaard, N. J., et al. The Relationship Between Whole-Body External Loading and Body-Worn Accelerometry During Team-Sport Movements. International Journal of Sports Physiology and Performance. 12 (1), 18-26 (2017).
  53. Lundgardh, F., Svensson, K., Alricsson, M. Epidemiology of hip and groin injuries in Swedish male first football league. Knee Surgery, Sports Traumatology, Arthroscopy. , 1-8 (2019).
  54. Werner, J., Hagglund, M., Ekstrand, J., Walden, M. Hip and groin time-loss injuries decreased slightly but injury burden remained constant in men's professional football: the 15-year prospective UEFA Elite Club Injury Study. British Journal of Sports Medicine. 53 (9), 539-546 (2019).
  55. Werner, J., Hagglund, M., Walden, M., Ekstrand, J. UEFA injury study: a prospective study of hip and groin injuries in professional football over seven consecutive seasons. British Journal of Sports Medicine. 43 (13), 1036-1040 (2009).
  56. Havens, K. L., Sigward, S. M. Whole body mechanics differ among running and cutting maneuvers in skilled athletes. Gait & Posture. 42 (3), 240-245 (2015).
  57. Charnock, B. L., Lewis, C. L., Garrett, W. E., Queen, R. M. Adductor longus mechanics during the maximal effort soccer kick. Sports Biomechanics. 8 (3), 223-234 (2009).
  58. Nunome, H., Inoue, K., Watanabe, K., Iga, T., Akima, H. Dynamics of submaximal effort soccer instep kicking. Journal of Sports Sciences. 36 (22), 2588-2595 (2018).
  59. Kellis, E., Katis, A., Vrabas, I. S. Effects of an intermittent exercise fatigue protocol on biomechanics of soccer kick performance. Scandinavian Journal of Medicine & Science in Sports. 16 (5), 334-344 (2006).

Réimpressions et autorisations

Demander l’autorisation de réutiliser le texte ou les figures de cet article JoVE

Demander une autorisation

Mots-clés

Fusion de capteursMod le biom caniqueAngles hanche genouVitesse angulairePlacement des capteursProc dure d talonnageSprint de 30 m tres

Articles connexes