PDF à télécharger · Download PDFs · Descargar PDF
🇫🇷 Français
Article source : Basic Biomechanics David J. Giurintano, Journal of Hand Therapy, 1995.
Cet article pédagogique présente les principes biomécaniques indispensables à l’analyse du mouvement, à la conception des orthèses et au dosage des contraintes appliquées aux tissus. Il ne s’agit pas d’une étude expérimentale : il ne fournit donc ni protocole thérapeutique validé ni résultats cliniques comparatifs.
Mouvement, forces et équilibre
La cinématique décrit le mouvement — déplacement, vitesse et accélération — tandis que la cinétique étudie les forces et les moments qui le produisent.
Une force est un vecteur défini par son intensité, sa direction, son sens et son point d’application. En situation statique, les forces et les moments s’équilibrent : ΣF = 0 et ΣM = 0. En situation dynamique, la résultante des forces produit une accélération selon ΣF = m·a, tandis que la résultante des moments produit une accélération angulaire selon ΣM = I·α.
Une force oblique peut être décomposée en une composante normale Fn, responsable de compression ou de distraction, et une composante tangentielle Fs, responsable de cisaillement ou de translation.
Moment et bras de levier
La capacité d’une force à produire une rotation dépend de son intensité et de sa distance perpendiculaire à l’axe :
M = F × d⊥
À force égale, l’augmentation du bras de levier accroît donc le moment. Inversement, si le bras de levier est réduit de moitié, il faut approximativement doubler la force pour conserver le même moment.
Dans une orthèse dynamique, la traction est mécaniquement maximale lorsqu’elle est perpendiculaire au segment mobilisé. Si l’angle θ est mesuré par rapport à cette perpendiculaire, la composante efficace devient Fc = F·cos θ et le moment articulaire M = d·F·cos θ.
L’efficacité est ainsi d’environ 100 % à 0°, 87 % à 30°, 71 % à 45°, 50 % à 60° et nulle à 90°. Plus la traction devient oblique, plus le moment correcteur diminue et plus une composante de cisaillement apparaît.
Contrainte et déformation
La contrainte correspond à une force rapportée à la surface sur laquelle elle agit. La contrainte normale est définie par σ = Fn/A et la contrainte de cisaillement par τ = Fs/A. À force identique, une petite aire d’appui produit donc une contrainte plus élevée, ce qui justifie la recherche d’une bonne répartition des pressions sous une orthèse.
La déformation relative d’un tissu est exprimée par ε = ΔL/L. Dans un modèle linéaire simplifié, la relation entre contrainte et déformation s’écrit σ = E·ε, où E est le module d’Young. Plus E est élevé, plus le matériau est raide.
Une déformation élastique disparaît après suppression de la charge. Une déformation plastique persiste après la décharge. Au-delà des capacités mécaniques du tissu survient la rupture.
Comportement temporel des tissus
Les tissus biologiques sont viscoélastiques : leur réponse dépend non seulement de l’intensité de la charge, mais aussi de sa durée et de sa répétition.
- Fluage : sous une contrainte constante, la déformation augmente avec le temps.
- Relaxation : pour une déformation maintenue constante, la contrainte diminue progressivement.
- Hystérésis : une partie de l’énergie est dissipée entre la charge et la décharge.
- Fatigue : des charges répétées peuvent entraîner une altération cumulative, même lorsqu’elles restent inférieures à la charge de rupture.
La peau, les tendons, les ligaments et l’os ne sont pas des matériaux idéaux : ils sont généralement non linéaires, anisotropes, non homogènes et dépendants du temps.
Message clinique
L’effet d’une intervention mécanique ne dépend jamais de la seule intensité de la force. Il résulte de l’association :
force + direction + point d’application + bras de levier + aire de contact + durée + répétition.
Ces principes permettent de raisonner l’orientation d’une traction, la répartition des appuis, le dosage temporel et la surveillance de la tolérance tissulaire. Ils constituent cependant un cadre mécanique général et ne suffisent pas, à eux seuls, à définir un protocole thérapeutique.
🇬🇧 English
Fundamentals of biomechanics
Source article: Basic Biomechanics. David J. Giurintano, Journal of Hand Therapy, 1995.
This educational article presents the biomechanical principles needed to analyse movement, design orthoses and dose tissue loading. It is not an experimental study and therefore provides neither a validated treatment protocol nor comparative clinical outcomes.
Movement, forces and equilibrium
Kinematics describes movement—displacement, velocity and acceleration—whereas kinetics examines the forces and moments producing it.
A force is a vector defined by its magnitude, direction, sense and point of application. Under static conditions, forces and moments balance: ΣF = 0 and ΣM = 0. Under dynamic conditions, the resultant force produces acceleration according to ΣF = m·a, while the resultant moment produces angular acceleration according to ΣM = I·α.
An oblique force can be resolved into a normal component Fn, producing compression or distraction, and a tangential component Fs, producing shear or translation.
Moment and lever arm
The ability of a force to produce rotation depends on its magnitude and perpendicular distance from the axis: M = F × d⊥.
For an unchanged force, increasing the lever arm therefore increases the moment. Conversely, halving the lever arm requires approximately twice the force to maintain the same moment.
In a dynamic orthosis, traction is mechanically maximal when perpendicular to the mobilised segment. If angle θ is measured relative to this perpendicular, the effective component becomes Fc = F·cos θ and the joint moment M = d·F·cos θ.
Effectiveness is approximately 100% at 0°, 87% at 30°, 71% at 45°, 50% at 60° and zero at 90°. As traction becomes more oblique, the corrective moment decreases and a shear component develops.
Stress and strain
Stress is force divided by the area over which it acts. Normal stress is defined as σ = Fn/A and shear stress as τ = Fs/A. With the same force, a smaller contact area therefore produces higher stress, supporting the need to distribute pressure under an orthosis.
Relative tissue strain is expressed as ε = ΔL/L. In a simplified linear model, the stress–strain relationship is σ = E·ε, where E is Young’s modulus. The higher E, the stiffer the material.
Elastic deformation disappears when loading is removed. Plastic deformation persists after unloading. Failure occurs when the tissue’s mechanical capacity is exceeded.
Time-dependent tissue behaviour
Biological tissues are viscoelastic: their response depends on load magnitude, duration and repetition.
Creep: under constant stress, deformation increases over time.
Stress relaxation: when deformation is held constant, stress progressively decreases.
Hysteresis: some energy is dissipated between loading and unloading.
Fatigue: repeated loading can cause cumulative damage even below the failure load.
Skin, tendons, ligaments and bone are not ideal materials: they are generally non-linear, anisotropic, heterogeneous and time-dependent.
Clinical message
The effect of a mechanical intervention never depends on force magnitude alone. It results from the combination of force + direction + point of application + lever arm + contact area + duration + repetition.
These principles support reasoning about traction direction, contact distribution, timing of loading and monitoring of tissue tolerance. However, they provide a general mechanical framework and cannot, by themselves, define a treatment protocol.
🇪🇸 Español
Fundamentos de biomecánica
Artículo fuente: Basic Biomechanics. David J. Giurintano, Journal of Hand Therapy, 1995.
Este artículo pedagógico presenta los principios biomecánicos necesarios para analizar el movimiento, diseñar órtesis y dosificar las cargas aplicadas a los tejidos. No es un estudio experimental: no aporta un protocolo terapéutico validado ni resultados clínicos comparativos.
Movimiento, fuerzas y equilibrio
La cinemática describe el movimiento —desplazamiento, velocidad y aceleración—, mientras que la cinética estudia las fuerzas y los momentos que lo producen.
Una fuerza es un vector definido por su magnitud, dirección, sentido y punto de aplicación. En condiciones estáticas, las fuerzas y los momentos se equilibran: ΣF = 0 y ΣM = 0. En condiciones dinámicas, la fuerza resultante produce aceleración según ΣF = m·a, mientras que el momento resultante produce aceleración angular según ΣM = I·α.
Una fuerza oblicua puede descomponerse en una componente normal Fn, responsable de compresión o distracción, y una componente tangencial Fs, responsable de cizallamiento o traslación.
Momento y brazo de palanca
La capacidad de una fuerza para producir rotación depende de su magnitud y de su distancia perpendicular al eje: M = F × d⊥.
Con la misma fuerza, aumentar el brazo de palanca incrementa el momento. A la inversa, si el brazo de palanca se reduce a la mitad, se necesita aproximadamente el doble de fuerza para mantener el mismo momento.
En una órtesis dinámica, la tracción es mecánicamente máxima cuando es perpendicular al segmento movilizado. Si el ángulo θ se mide respecto a esa perpendicular, la componente eficaz es Fc = F·cos θ y el momento articular M = d·F·cos θ.
La eficacia es aproximadamente del 100% a 0°, 87% a 30°, 71% a 45°, 50% a 60° y nula a 90°. Cuanto más oblicua es la tracción, menor es el momento corrector y mayor la componente de cizallamiento.
Tensión y deformación
La tensión es una fuerza dividida por la superficie sobre la que actúa. La tensión normal se define como σ = Fn/A y la tensión de cizallamiento como τ = Fs/A. Con la misma fuerza, una superficie de apoyo pequeña produce una tensión mayor, lo que justifica distribuir adecuadamente las presiones bajo la órtesis.
La deformación relativa de un tejido se expresa como ε = ΔL/L. En un modelo lineal simplificado, la relación entre tensión y deformación es σ = E·ε, donde E es el módulo de Young. Cuanto mayor es E, más rígido es el material.
La deformación elástica desaparece al retirar la carga. La deformación plástica persiste tras la descarga. La rotura se produce cuando se supera la capacidad mecánica del tejido.
Comportamiento temporal de los tejidos
Los tejidos biológicos son viscoelásticos: su respuesta depende de la magnitud de la carga, de su duración y de su repetición.
Fluencia: bajo una tensión constante, la deformación aumenta con el tiempo.
Relajación: cuando se mantiene constante la deformación, la tensión disminuye progresivamente.
Histéresis: parte de la energía se disipa entre la carga y la descarga.
Fatiga: las cargas repetidas pueden causar daño acumulativo incluso por debajo de la carga de rotura.
La piel, los tendones, los ligamentos y el hueso no son materiales ideales: generalmente son no lineales, anisótropos, heterogéneos y dependientes del tiempo.
Mensaje clínico
El efecto de una intervención mecánica nunca depende solo de la magnitud de la fuerza. Resulta de la combinación de fuerza + dirección + punto de aplicación + brazo de palanca + superficie de contacto + duración + repetición.
Estos principios permiten razonar la orientación de la tracción, la distribución de apoyos, la dosificación temporal y la vigilancia de la tolerancia tisular. Sin embargo, son un marco mecánico general y no bastan por sí solos para definir un protocolo terapéutico.
