L'objectif de ce travail a été d'acquérir une meilleure connaissance de la motricité humaine tant au niveau clinique que fondamentale à travers deux études bien précises. La première portait sur une étude clinique à savoir, l'influence d'injection ciblée de toxine botulique au niveau du couple musculaire rectus fémoris – semitendinosus sur la vélocité mise en jeu au cours de la marche globale d'enfants infirmes moteurs cérébraux (IMC). La deuxième portait quant à elle sur une question plus fondamentale, à savoir, la modélisation biomécanique avancée du système musculo-squelettique au cours de la phase d'appui de la marche. En ce qui concerne l'étude clinique, le but a donc été à la fois biomécanique et clinique. D'un point de vue expérimental, plusieurs étapes ont été nécessaires avant la mise en place du protocole final utilisé à l'heure actuelle. De plus, un long travail d'analyse a été réalisé avec le clinicien responsable de ce projet, le docteur Dohin, afin d'établir et de sélectionner les critères cinématiques et cinétiques qui nous ont semblés pertinents. Ainsi, cette étude a été l'occasion de valider les critères discriminatifs d'évaluation en analyse quantifiée de la marche (AQM) pour des résultats visant à améliorer ou à restaurer la marche chez les enfants infirmes moteurs cérébraux. Au niveau fondamental, le but de notre étude a été la mise en place d'un protocole expérimental et des méthodes de calculs permettant d'évaluer quantitativement le fonctionnement du système ostéo-articulaire et musculaire non pathologique. Pour cela, une modélisation avancée a été développée afin d'appréhender le rôle des différentes structures : géométrie articulaires, ligaments, muscles, dans le fonctionnement des articulations humaines à travers des mouvements tel que la marche. D'un point de vue expérimental, l'acquisition de via points directement sur le sujet, permettant ainsi la personnalisation des bras de levier selon la morphologie de notre sujet, a été une étape importante et originale de notre travail. Afin de vérifier la pertinence de nos bras de levier « personnalisés », nous avons dans un premier temps, utilisé une technique d'optimisation statique « classique » visant à minimiser le critère : sommes des contraintes musculaires au carré. Les résultats obtenus sont tout à fait cohérents avec ceux présentés dans la littérature et avec le mouvement étudié. D'un point de vue modélisation, nous avons décidé d'affiner la représentation numérique du comportement du muscle pour rendre le modèle plus proche de la réalité. Ainsi, le comportement mécanique du complexe musculo-tendineux c'est-à-dire les relations forces longueurs, forces vitesses d'élongations et forces activations ont été prises en compte grâce au modèle rhéologique de Hill. Pour cela une étude bibliographique poussée a été nécessaire afin de cerner les nombreuses contraintes liées aux comportements mécaniques du complexe musculo-tendineux. Suite à cette étude bibliographique, nous avons sélectionné la modélisation mathématique la mieux adaptée à nos besoins. Les équations mathématiques mises en place dans notre travail contiennent donc de nombreux paramètres physiques tel que : la force isométrique maximale, la section physiologique, la longueur optimale de la fibre musculaire, l'angle de pennation, la longueur du tendon à partir de laquelle une force est développé... Une fois les forces musculaires calculées à partir du modèle rhéologiques de type Hill, ces dernières ont été implémentées dans la fonction d'optimisation classique. Plusieurs critères ont été alors testés. Le but étant d'essayer de comprendre l'influence du critère sur nos résultats et lequel serait à utiliser afin de prédire au mieux les forces musculaires mises en jeu au de la phase d'appui de la marche. Puis pour finaliser notre étude, les réactions articulaires au niveau de la cheville et du genou ont été calculées à partir des différentes configurations. Dans un premier temps, à partir des forces musculaires prédites par l'optimisation statique classique puis à partir de l'optimisation statique avec le critère modifié. Ceci nous a permis de voir au niveau de la réaction articulaire l'influence de la prise en compte des paramètres physiologiques des muscles. Cette donnée est très importante dans le domaine de la rééducation fonctionnelle et pour les concepteurs de prothèse.

L'objectif de ce travail est d'élaborer un modèle mécanique de la hanche saine susceptible d'être utilisé comme référence pour pouvoir ensuite analyser le comportement de hanches pathologiques en évaluant l'effet des traitements préconisés par comparaison des différents comportements simulés. Dans ce contexte, un modèle éléments finis générique de l'articulation de la hanche est développé. Il est également nécessaire de déterminer l'état de chargement de l'articulation de la hanche pour notre simulation. L'analyse du mouvement permet le calcul des données cinématiques et dynamiques à partir des mesures expérimentales. A partir de ces données, un modèle musculo-squelettique associant une méthode de dynamique inverse et d'optimisation statique, permet de déterminer les efforts musculaires mis en jeu par les muscles croisant l'articulation de la hanche. L'évaluation des forces développées par les muscles de la hanche permet de calculer la réaction de contact articulaire exercée par le fémur sur le bassin. C'est cette réaction que nous implémentons dans le modèle éléments finis. Ainsi, les simulations du comportement de la hanche saine sont réalisées pour la phase d'appui de la marche et la phase d'appui de la montée d'escaliers. Nous traitons ensuite d'une application clinique visant à évaluer l'influence du port d'une orthèse podale sur le comportement mécanique d'une hanche arthrosique. La démarche suivie est la même que celle mise en place pour l'étude du comportement de la hanche saine. L'état de chargement de la hanche arthrosique est déterminé chez le patient pendant la marche et la montée d'escaliers évoluant successivement avec puis sans orthèses.