Sommaire

1. Introduction. 2
2. Cadre conceptuel et contextuel 2
3. Objectif de l’étude. 10

III.      Méthodologie. 11

1. Sujets de l’étude. 11
2. Critères d’inclusion. 11
3. Critères d’exclusion : 11
4. Comité d’éthique. 11
5. Protocole expérimental 12
6. Equipements de laboratoire. 14
7. Type de matériel 14
8. Analyse des données. 15
9. Résultats. 16
10. Paramètres spatio-temporels. 16
11. Paramètres mécaniques. 16
12. Paramètres dynamiques. 16
13. Paramètres cinématiques. 16
14. Paramètres cinétiques. 20
15. Paramètres respiratoires. 20
16. Paramètres énergétiques. 21
17. Discussion. 22
18. Conclusion. 26

VII.    Bibliographie. 27

VIII.   Annexes. 30

 

 

 

I.                   Introduction

A.                Cadre conceptuel et contextuel

Les patients cérébro-lésés présentent de graves séquelles handicapantes, particulièrement le pied tombant, qui atteignent le moteur psycho-sensoriel dans l’intensité est variable selon la gravité des lésions cérébrales.

Etymologiquement, le terme cérébro-lésé signifie toutes atteintes aiguës du système nerveux qui outre la mise en jeu du pronostic vital présente un haut risque fonctionnel de séquelles handicapants.

Les principales pathologies à l’origine de ces lésions cérébrales sont les Accidents Vasculaires Cérébraux (AVC) et les Traumatismes Crâniens (TC).

Selon l’Organisation Mondiale de la Santé (OMS), l’accident vasculaire cérébral (AVC) se définit comme étant « le développement rapide de signes cliniques localisés ou globaux de dysfonction cérébrale avec des symptômes durant plus de 24 heures, pouvant conduire à la mort, sans autre cause apparente qu’une origine vasculaire ». Il est essentiel de noter la différence de l’AVC avec l’Accident Ischémique Transitoire (AIT) que l’OMS traduit par « la perte brutale d’une fonction cérébrale ou oculaire durant une période brève et que l’on suppose secondaire à une embolie ou une thrombose vasculaire »[1].

On distingue deux types d’AVC : ceux d’origine hémorragique (20%) et ceux d’origine ischémique (80%).

Ils provoquent une défaillance de la circulation du sang affectant une région plus ou moins importante du cerveau. Les cellules cérébrales se retrouvent privées d’oxygène menant à un arrêt du fonctionnement du cerveau et provoquant des séquelles telles que l’hémiplégie, l’héminégligence, l’agnosie, la spasticité, ect.

L’hémiplégie est une diminution ou une abolition totale de la motricité du corps qui n’affecte qu’un seul des deux côtés et peut atteindre la face, le membre supérieur et le membre inférieur de façon inégale.

Elle peut être de deux types : soit spasmodique où l’on a une flexion du MS et/ou une extension du MI, soit flasque où le MI et/ou MS présente une faiblesse ou une absence de motricité volontaire.

Le pied tombant encore appelé faiblesse du releveur de pied empêche le déroulement physiologique, la cinétique de la marche qui se traduit notamment par l’incapacité de la personne atteinte de lever de façon correcte un de ses pieds ou de ses orteils lors de la marche.

Incontestablement, suite aux lésions cérébrales résultantes principalement d’accident vasculaire cérébral ou encore de traumatismes cérébraux ou autres …. le cerveau du cérébro-lésé se trouve incapable d’activer, de contrôler ses muscles du pied. Par conséquent, le pied de même que les orteils traînent au sol en pointant vers le bas, d’où la dénomination de pied tombant.

De ce fait, la cinétique de la marche de la personne cérébro-lésé s’en trouve affectée impactant la mobilité, l’équilibre et la confiance de cette dernière.

Selon Johnson et al. (2004), le pied tombant est un des handicaps qui touche le plus sévèrement la mobilité de 20 % de personnes en post-AVC[2].

Outre les patients victimes d’un AVC, ce handicap se retrouve également chez des personnes atteintes de traumatismes cérébraux et médullaires, d’infirmité motrice cérébrale ou encore de sclérose en plaques.

Deux principales causes sont à l’origine du pied tombant ou encore des déficits des releveurs du pied :

• Lésion du nerf fibulaire profond et\ou de son effecteur qui ne permet pas leur stimulation et par conséquence la fonction de dorsiflexion.
• Nerf fibulaire profond et muscles releveurs du pied intacts, permettant ainsi leur stimulation électrique. Le déficit relève de la spasticité des fléchisseurs plantaires de cheville, notamment du muscle triceps sural qui va donc favoriser et accentuer la chute de l’avant-pied, similairement à un équin du pied. En effet, le pied tombant est à distinguer du pied varus équin spastique qui est un trouble moteur par excès et qui se caractérise non seulement par une faiblesse de la commande du Tibial antérieur mais aussi par une spasticité du Triceps sural.

Cette déformation se caractérise par un accrochage du pied lors de la phase oscillante ainsi qu’une instabilité de l’appui par un contact sur le bord externe du pied. Il est par ailleurs à l’origine de complications telles que des rétractions musculo-tendineuses du tendon d’Achille.

La faiblesse du muscle jambier antérieur est la caractéristique principale du pied tombant, notamment le déficit du dorsifléchisseur principal du pied. La dorsiflexion de cheville est en effet réalisée par le muscle tibial antérieur, le muscle court extenseur des orteils et le muscle long extenseur des orteils qui sont tous trois innervés par le nerf fibulaire profond qui dérive de la branche du nerf fibulaire commun et de la racine L5.

L’origine de cette faiblesse étant la présence de lésion le long du névraxe qui se situe entre le muscle jambier antérieur et le cortex cérébral. Elle peut, en conséquence, être localisée dans le muscle lui-même ou encore au niveau de la jonction neuromusculaire ou du nerf périphérique : dans ce cas il s’agira du nerf sciatique dite poplité externe ou nerf péronier. Peuvent également être touchés : le plexus lombaire, la racine lombaire L5, le tronc cérébral ou les hémisphères cérébraux (cf. Tableau 01).

D’une manière générale, les foyers lésionnels fréquemment mis en cause dans le pied tombant sont ceux de la racine nerveuse L5, de l’hémisphère cérébral ainsi que du nerf sciatique poplité externe.

 

 

Tableau 01 : Foyers lésionnels du pied tombant[3]

Foyer lésionnel	Éléments cliniques en plus du pied tombant	Causes possibles
Hémisphère cérébral	Déficits moteurs ou sensitifs du membre supérieur du même côté que le pied tombant, signes corticaux (aphasie, agnosie) et hémianopsie	AVC, tumeur, métastases, sclérose en plaques
Tronc cérébral	Syndrome alterne (ex. : parésie faciale du côté opposé)	AVC, sclérose en plaques
Moelle épinière thoracique	Atteinte bilatérale des membres inférieurs, niveau sensitif sur le tronc ou l’abdomen, syndrome pyramidal (signe de Babinski, clonus, spasticité, hyperréflexie ostéotendineuse), vessie neurogène	Compression médullaire, myélite démyélinisante
Cône terminal	Atteinte bilatérale distale symétrique des membres inférieurs, hypotonie du sphincter anal, hyporéflexie ostéotendineuse, hypo-esthésie périnéale, vessie neurogène	Compression médullaire, myélite démyélinisante
Syndrome de la queue de cheval	Atteinte bilatérale distale asymétrique des membres inférieurs, hyporéflexie ostéotendineuse, hypo-esthésie périnéale	Sténose spinale lombaire, carcinomatose méningée, diabète
Radiculopathie L5	Lombosciatalgie, faiblesse partielle dans le myotome L5, (ischiojambiers et moyen fessier), peu de déficits sensitifs sur le dessus du pied et signe de Lasègue	Hernie discale L4-L5
Plexopathie lombaire	Déficits moteurs et sensitifs limités au même membre inférieur	Hématome ou infiltration néoplasique du rétropéritoine, diabète
Neuropathie du nerf sciatique poplité externe	Faiblesse des péroniers et pédieux, hypo-esthésie de la face latérale de l’avant-jambe et du dessus du pied, signe de Tinel à la tête du péroné	Position accroupie prolongée (poseur de tapis, cueilleur de fruits), croisement des jambes

 

Actuellement, le moyen thérapeutique le plus utilisé consiste au port d’« orthèse de type releveur du pied » qui s’avère efficace sur la vitesse de marche, du timed-up and go test, l’amélioration de la longueur du pas, la montée d’escalier, le schéma de marche, la dépense énergétique et la confiance en soi … bien qu’aucune différence significative n’ait été rapportée en ce qui concerne la cadence et la durée du pas, le temps de double appui, la consommation en oxygène et la fréquence cardiaque[4] [5].

Des outils d’aide au pied tombant sont également disponibles comme le cas de la chaussure thérapeutique sur mesure, la chaussure à tige montante ou encore des interventions chirurgicales visant à réanimer la dorsiflexion de la cheville[6].

Il est essentiel de tenir compte des causes du pied tombant qui peut être dû au déficit des muscles releveurs du pied ou encore à la spasticité du triceps sural, ce qui suppose la nécessité de mise en place de moyens thérapeutiques spécifiques de tel type que ce soit[7].

Si en médecine, le recours au courant électrique remonte à l’antiquité, ce seraient Kratzenstei[8] et Deshais[9] qui auraient commencé à utiliser l’électrostimulation afin d’exciter un muscle dont le mouvement a été rendu impossible à la suite de lésion cérébrale localisée au niveau central.

L’usage de l’électrostimulation dans le cadre des pathologies du système nerveux central s’explique par ailleurs par son principe qui consiste à appliquer, comme son nom l’indique, une stimulation électrique dans le but de provoquer une contraction musculaire, par le biais d’électrodes qui peuvent être localisés soit à la surface soit implantés au niveau des points moteurs des muscles cibles. En effet, la présence de lésions limite ou inhibe la capacité volontaire du muscle à se contracter. De ce fait, la stimulation électrique nécessite l’intégrité du couple motoneurone apha – fibre, musculaire[10]. En effet, les atteintes centrales se trouvant en amont du motoneurones alpha, il y a une absence de signal parcourant ces motoneurones. Ainsi la fonction musculaire est paralysée mais les cellules sont toujours excitables. Hors lorsqu’il s’agit d’une dénervation par atteinte nerveuse périphérique, cette fois ci en aval du motoneurone, les cellules nerveuses ne peuvent plus être stimulées et les patients ne pourront donc pas bénéficier de la SEF[11].

De deux types, l’électrostimulation motrice peut être[12] :

• Neuromusculaire : stimulation électrique neuromusculaire (NMES)

La NMES est employée dans le cadre de rééducation dans l’objectif de valoriser la motricité volontaire. D’ailleurs, la NMES agit en renforçant les muscles et en favorisant l’amplitude des mouvements articulaires tout en réduisant la spasticité de même que la douleur. En outre, la NMES agit en favorisant l’amplitude des mouvements articulaires tout en réduisant la spasticité par le mécanisme d’innervation réciproque[13].

• Fonctionnelle : stimulation électrique fonctionnelle (SEF ou FES).

La SEF a recours à la stimulation en tant qu’aide à l’exécution non seulement d’un mouvement mais surtout d’aide à la fonction du muscle. L’objectif étant de déclencher une contraction musculaire et d’accompagner un mouvement fonctionnel[14].

Plusieurs dispositifs ont été mis au point et expérimentés au cours de ces quarante-cinq dernières années. On retiendra notamment sa première utilisation dans les années 1960 via une neuroprothèse pour corriger le pied tombant chez un patient hémiplégique[15]. De même que la conception du premier système implanté en 1975 par le Rancho Los Amigos Center Medical&Medtronic[16].

Certains systèmes sont utilisés dans le cadre d’applications cliniques pour la rééducation tandis que d’autres sont utilisés comme substituts permanents.

La stimulation électrique appliquée peut être de deux types : faradique ou galvanique[17].

La stimulation de type faradique, afin de stimuler les muscles non dénervés, consiste en l’application d’impulsions brèves avec une durée n’excédant par 1ms et qui peut être isolées ou encore avec un période de fréquence de 50 Hz.

La stimulation de type galvanique qui permet de mobiliser les muscles dénervés s’effectue par application d’impulsions unidirectionnelles rectangulaires de durée longue (100 ms).

Ainsi :

• Mode de stimulation :

Les muscles sont activés par des trains d’impulsion électrique de largeur, d’amplitude et de fréquence variable afin de moduler la force produite.

Une impulsion électrique de forme rectangulaire avec une répartition équilibrée de la charge électrique sur toute la surface de l’électrode a été suggérée comme la plus optimale et sans risque de lésions tissulaires selon Robertson et al (2006)[18]. Contrairement aux ondes monophasiques qui peuvent provoquer une accumulation de charge au niveau des électrodes et être à l’origine d’électrolyse et d’acifidication, le courant électrique caractéristique pour la SEF est donc un courant biphasique de basse fréquence, avec une durée d’impulsion de 100 à 300 microsecondes, une fréquence de 20 à 70 Hertz ainsi qu’une intensité de 0.1 à 120 mA.

Par ailleurs, une rampe de d’établissement et de retour est nécessaire pour éviter les réponses brusques et se rapprocher d’une contraction musculaire physiologique[19].

• Mode de contrôle :

Il existe des contrôles en boucle ouverte où la stimulation électrique lors de la marche est déclenchée automatiquement soit par une commande prédéterminée de manière heuristique ou calculée par simulation de mouvement, et les contrôles en boucle fermée où un mécanisme de feedback est mis en place pour permettre une stimulation adaptée et optimale.

Ainsi le contrôleur dispose d’une information sur le mouvement en cours et peut corriger les effets des perturbations et des erreurs de modèle[20].

A l’heure actuelle, tous les systèmes de SEF commercialisés sont en boucle ouverte. Même si la plupart utilisent un feedback sensoriel (capteurs de position, de pression, etc) ils ne sont pas pour autant considérés comme un contrôle en boucle fermée puisqu’un tel système doit prendre en compte la présence de facteurs externes, tels que des obstacles ou encore la fatigue musculaire.

Afin de permettre aux patients cérébro-lésés qui présentent un pied tombant de retrouver une mobilité certaine, diverses solutions sont proposées par les professionnels de la santé, dont les orthoprothésistes pour répondre au mieux aux besoins de ces patients. Parmi les orthèses disponibles figure la neuroprothèse Walkaide, dispositif médical, qui permettrait de relever le pied tout en améliorant la marche par stimulation électrique fonctionnelle (SEF).

Cet appareil d’électrostimulation en boucle ouverte a été testé par Weber et al en 2004[21] [11].

Le Walkaide est une neuro prothèse non invasive pour pied tombant qui engendre une flexion dorsale durant la phase oscillatoire du pas, par une stimulation du nerf poplité externe innervant le jambier antérieur et les autres muscles releveurs.

Cet appareil fonctionne avec une batterie, un stimulateur électrique monocanal et deux électrodes cutanées (une cathode et une anode). Il est doté d’un capteur d’inclinaison qui permet de détecter le moment où l’utilisateur décolle les orteils du sol en mesurant la position de la jambe selon un axe vertical et envoit une impulsion à cet instant. Il utilise une onde biphasique asymétrique pour permettre une plus grande activité sous la cathode qui est placé en arrière et en distal de la tête de la fibula pour stimuler le nerf sciatique poplité externe. L’anode qui complète ce circuit électrique fermé, est placée sur la partie proximale du tibial antérieur.

Les paramètres de stimulation tels que la fréquence s’étale de 16 à 33 Hz, la durée d’impulsion de 50 à 250 microsecondes et l’intensité de courant de 78 à 115 mA. Ces modalités sont variables et peuvent être modifiées avec le patient suivant son gabarit, sa sensibilité au courant, son âge, etc…

L’amplitude de stimulation appliquée individuellement au patient doit permettre une dorsiflexion maximale tout en restant confortable. L’amplitude est augmentée graduellement tout au long de la phase d’accomodation.

Cette neuroprothèse permet ainsi au patient qui l’utilise, d’avoir un schéma de marche plus naturel et plus efficace. Par ailleurs, selon l’étude de Robertson et Whittaker (2005), cet appareil se programme de manière individuelle en fonctions des besoins du patient[22].

Figure 01 : Illustration en image de l’appareil Walkaide

Incontestablement, avec le pied tombant, marcher qui est naturelle à l’homme devient alors pénible et requiert le déploiement d’efforts considérables, source de fatigue et de douleurs localisées dans le bassin et dans le dos.

D’une manière conventionnelle, le pied tombant se corrige par le port d’une attelle rigide amenant le pied en position neutre apportant stabilité, équilibre et augmentation de la vitesse de marche. Mais cet appareillage a certains désavantages : il est volumineux, disgracieux et ne permet pas de mouvement actif de la jambe. C’est ainsi que progressivement, la SEF a fait son apparition pour permettre une dorsiflexion active lors de la phase oscillante.

La SEF a recours à la stimulation en tant qu’aide à l’exécution non seulement d’un mouvement mais surtout d’aide à la fonction du muscle pour restaurer la perte de mobilité.  Au fil des années, la SEF s’est démontrée comme une technique prometteuse pour pallier la perte des fonctions motriceset permet ainsi d’avoir un impact positif sur la qualité de vie et la mobilité fonctionnelle[23].

Le but de la rééducation consiste donc en la restauration d’un schéma de marche qui s’approcherait le plus possible de la cinétique de marche normale qui se caractérise par une suite d’appuis bipodaux et unipodaux. La marche normale comporte par ailleurs deux phases, la phase d’appui et la phase oscillante, durant lesquelles l’un des deux pieds se trouve toujours en contact avec/au sol (Cf. Fig. 02).

Figure 02 : Cycle de la marche selon Taillard (1988)

II.                Objectif de l’étude

L’objectif de cette étude consiste à analyser le schéma de marche chez des patients victimes d’un AVC en phase chronique et présentant un déficit de force au niveau des fléchisseurs dorsaux afin de mettre en exergue l’efficacité clinique de la neuroprothèse Walkaide par rapport à un appareillage classique pour corriger le pied tombant.

L’effet orthétique immédiat du Walkaide sur la marche chez des patients cérébrolésés consiste donc le but principal de l’étude afin de répondre à la question suivante :

La neuroprothèse Walkaide permet-t-elle une meilleur flexion dorsale de la cheville lors de la phase oscillante par rapport aux orthèses classiques ?

Les variables énergétiques, mécaniques, dynamiques et spatio-temporelles s’en trouvent-elles améliorées ?

 

 

III.             Méthodologie

A.                Sujets de l’étude

L’expérience de comparaison a été réalisée chez neuf, huit  ?patients : trois (03) femmes et six (06) hommes cérébro-lésés et présentant un déficit unilatéral des releveurs du pied, qui sont âgés de 43 à 71 ans.

Le tableau 2 rassemble toutes les données concernant l’âge, le poids, la taille ainsi que les données anthropométriques de ces sujets.

Tableau 02 : Caractéristiques anthropométriques des individus (n=8)

Ages (ans)	60.4 ± 8.77 (43-71)
Poids (kg)	74 ± 4.87 (58-94.5)
Taille (cm)	171.8 ± 8.51 (159-179)
BMI (%)	24.9 ± 2.93 (21.3 – 29.4)

 

1.                  Critères d’inclusion

Les critères d’inclusion appliqués lors de la sélection des sujets pour la réalisation de cette étude sont les suivants :

• Patients âgés de plus de dix-huit ans
• Patients capables de marcher avec ou sans aide durant six minutes et\ou sur une distance minimum de 10 mètres.
• Patients ayant une amplitude articulaire de la cheville à nonante degrés (pas plus de moins de 5° d’équin) en genou tendu après étirement et avec le nerf sciatique poplité externe accessible à la stimulation externe.

2.                  Critères d’exclusion :

Les critères d’exclusion sont les suivants :

• Localisation trop en profondeur du nerf sciatique poplité externe du patient
• Nerf sciatique poplité ne pouvant être stimulé par l’électrode cutanée
• En genou tendu, la flexion dorsale de la cheville ne doit pas être en dessous de 85°

3.                  Comité d’éthique

Tous les patients ont signé un formulaire de consentement éclairé afin de participer à cette étude qui est approuvée par la Commission d’Ethique Biomédicale Hospitalo-Facultaire (CEBHF) de l’Université Catholique de Louvain.

B.                 Protocole expérimental

Le protocole porte sur la comparaison du schéma de marche du membre parétique, sur tapis roulant sous trois conditions : pied nus, avec une attelle type Codivilla ou avec une attelle que le patient utilise déjà quotidiennement, et avec le Walkaide.

Deus séances ont été effectuées : une première séance durant laquelle ont été réalisés les tests cliniques et fonctionnels chez tous les patients et une deuxième séance portant sur la marche, en laboratoire.

La localisation du nerf sciatique poplité externe a été effectuée grâce à un stimulateur qui envoie des impulsions électriques avec une cathode et une anode se plaçant entre le creux poplité et la tête de la fibula.

Une marque sur la jambe parétique du patient est apposée à l’endroit précis de la localisation du nerf sciatique poplité externe.

La stimulation du nerf permet de déclencher la contraction des releveurs du pied et des éverseurs.

Installation du Walkaide :

Avec la condition Walkaide, les stimulations sont déclenchées durant la phase oscillante du pas. Après plusieurs pas, le logiciel WalkAnalyst 4.2 détecte les meilleurs pas qui permettent d’effectuer une moyenne des fréquences de stimulation adaptée au patient en fonction de l’angle d’inclinaison de la cheville. La marge d’erreur se situant alors en dessous de 20 %.

Utilisation du Walkaide :

La fréquence de stimulation envoyée durant la phase d’installation du Walkaide lui est alors transmise afin que le patient puisse marcher seul avec l’attelle électrique, qui se déclenche en fonction de la position du pied, détecté par le capteur d’inclinaison.

Un examen clinique est ensuite réalisé, examen où toutes les mesures sont reprises dans le tableau 03 ci-dessous.

La mesure des amplitudes articulaires est réalisée avec un goniomètre, la spasticité est mesurée via l’échelle de Tardieu et d’Ashworth et la mesure pour le quadriceps et les ischios-jambiers s’effectue avec l’échelle d’Ashworth.

Pour le schéma de marche, les caractéristiques suivantes sont observées : un recurvatum de genou ou un flexum de hanche.

 

 

Tableau 03 : Examen clinique réalisée lors de la première séance.

Testing musculaire	Spasticité	Amplitude articulaire	Schéma de marche
Fléchisseurs de hanche
Extenseurs de genou	Quadriceps	Flexion de genou
Fléchisseurs de genou	Ischios-jambiers	Extension de genou
Fléchisseurs dorsaux de cheville		Fléchisseurs de cheville genou tendu
Fléchisseurs plantaires de cheville	Fléchisseurs plantaires genou fléchi	Fléchisseurs de cheville genou fléchi
		Orteils (souples ou rigides)

 

Le test des six minutes de marche est réalisé, sous les trois conditions, après l’examen clinique.

Pour éviter tout biais, lorsque le patient marche sous la condition « rien », le Walkaide déjà placé sur sa jambe est juste débranché sans que le patient en soit informer afin d’éviter qu’il ne prenne conscience qu’il ne marche sans aucun dispositif.

Le déroulement de la deuxième séance au laboratoire de la marche est comme suit :

• Randomisation des trois conditions de marche
• Enregistrement vidéo de la marche du patient de profil et de face
• Mesures anthropométriques (largeur du bassin, longueur totale des jambes…) à l’aide de marqueurs bilatéraux placés au niveau de la tête des péronés
• Enregistrement des paramètres respiratoires durant trois à quatre minutes en station bipodale dépendant
• Un temps d’adaptation est laissé aux patients avant de commencer les enregistrements
• Un repos de deux à trois minutes est effectué entre chaque condition de marche
• Même vitesse de marche dans les trois conditions.
• Si nécessaire, le patient peut marcher avec une aide sur le tapis (béquille simple ou aide d’un ou deux expérimentateurs).

Les prises de données pour les données cinématique et mécanique ont été effectuées lors de la marche.

C.                Equipements de laboratoire

1.                  Type de matériel

Nos expériences se sont déroulées au Laboratoire de la Marche aux Cliniques Universitaires Saint Luc à Woluwé Saint Lambert.

a)                  Tapis de marche

Les sujets ont marché sur un tapis roulant motorisé (Mercury LT med, HP Cosmos®, Allemagne) qui contient quatre jauges de contraintes placées sous le tapis pour mesurer les forces de réaction au sol dans les trois dimensions de l’espace à une fréquence de 200 Hz et de permettre d’obtenir des données cinétiques.

La marche a été évaluée en utilisant une analyse de mouvement en trois dimensions  dans le plan sagittal, frontal et transverse[24].

b)                  Caméras infrarouges

Les données cinématiques et les paramètres spatio-temporels ont été mesurés avec le système Elite (BTS, Italie) à l’aide de huit caméras infrarouges à une fréquence de 200 Hz.

Les caméras détectent les vingt-deux marqueurs réfléchissants situés sur des repères anatomiques spécifiques illustrés, ci-dessous (tête du cinquième métacarpien, malléole externe, tête du péroné, condyle fémoral, grand trochanter, épine iliaque antéro-supérieure, sacrum, acromion, C7, sur le harnais de sécurité)[25]. Ceci permet d’obtenir les positions angulaires maximales et minimales et par conséquent de calculer l’amplitude du mouvement.

Pour obtenir suffisamment de données concernant la cinématique et la cinétique, au moins dix enjambées pendant vingt secondes ont été enregistrées systématiquement pour chaque condition.

Les cycles de marche ont ainsi été enregistrés et moyennés grâce au logiciel « Marche ». Ces données ont ensuite été représentées graphiquement et numériquement dans le programmeSigmaPlot 11.0 (Systat Software Inc., 2008).

 

Figure 03 : Repères anatomiques cités par Davis et al., 1991

c)                  Ergospiromètre

Les paramètres respiratoires ont été mesurés avec un ergospiromètre via le programme ErgocardMedisoft®.

Par mesure de sécurité, chaque patient était doté d’un harnais de sécurité suspendu au plafond pour éviter tout risque de chute.

D.                Analyse des données

L’analyse statistique des résultats obtenus dans les trois conditions a été effectuée avec le logiciel Sigma Stat.

Les données paramétriques ont été présentées sous forme de moyennes et de déviations standard et les données non paramétriques sous forme de médiane et quartiles.

Une analyse de variances à mesures répétées ANOVA à un facteur a été utilisée avec comme facteur pour la condition de marche.

Une analyse post-hoc Holm-Sidak a été réalisée pour les données paramétriques.

Une analyse post-hoc Turkey a été effectuée pour les données non paramétriques.

Le seuil de significativité a été fixé à p<0.05 pour toutes les analyses.

 

Etant donné le petit échantillon de l’étude, les résultats présentés ci-dessous regrouperont toutes les variables avec lesquelles une différence significative entre les trois conditions de marche a été observée, de même que les variables avec une différence non significative mais non négligeable, c’est à dire qui parait avoir du sens en termes de valeur clinique.

 

 

IV.             Résultats

A.                Paramètres spatio-temporels

Les résultats obtenus par le test de marche d’une durée de six minutes sont regroupés dans le tableau 4 ci-dessous.

Tableau 04 : Résultats de l’effet de la condition de marche sur le score du test de marche de six minutes

	Facteur condition	Sujets (n=8)
	P-valeur	Rien	Attelle	Walkaide
		Moyenne ± SD
Test de six minutes (m)	0.61	334.1± 135.3	339.3± 117.5	349.8± 113.9

 

Les résultats montrent une légère influence du facteur condition sur la marche des patients : un gain de 5,2m est observé avec l’attelle contre 15,7m avec le Walkaide.

Durant le test, les résultats montrent une augmentation de la distance parcourue avec le Walkaide : 349,814m soit 15,7m par rapport à rien : 334,079m et avec une autre attelle : 339,256m.

L’usage de l’attelle Walkaide augmente ainsi la distance de marche.

B.                 Paramètres mécaniques

Aucune différence significative n’a été observée pour ces paramètres.

C.                Paramètres dynamiques

1.                  Paramètres cinématiques

Les résultats de l’analyse statistique des paramètres cinématiques sont repris dans les tableaux 5 et 6.

Une différence significative a été observée selon le facteur condition concernant les variables :

• l’angle de flexion plantaire (A3)
• l’angle correspondant à la moitié de la phase oscillante (A4)
• les amplitudes A2-A1, A3-A2
• la position angulaire minimale de la cheville dans le plan transverse

Tableau 05 : Résultats ANOVA à mesures répétées à un facteur (facteur condition) sur les paramètres cinématiques du membre inférieur parétique

	Facteur conditon	Sujets (n=8)
	P-valeur	Rien	Attelle	Walkaide
		Moyenne ± SD
A1 (°)	0.29	-4.5± 8.9	-0.4± 6.2	0.8± 12.7
A3 (°)	0.034	-9.6± 6	-4.5± 4.4	-6.4± 5.3
A5 (°)	0.24	-2.7± 7.8	0.86± 6	2.2± 12.1
A5-A3 (°)	0.21	6.8± 4	4.8± 2.6	8.5± 8.2
Cinématique cheville plan transverse maximum (°)	0.12	-3± 8.6	-8.3± 4.9	-9± 9.6

 

 

 

Tableau 06 : Résultats ANOVA à mesures répétées à un facteur (facteur condition) sur les paramètres cinématiques du membre inférieur parétique

	Facteur condition	Sujets (n=8)
	P-valeur	Rien			Attelle			Walkaide
		Médiane	25%	75%	Médiane	25%	75%	Médiane	25%	75%
K2 (°)	0.24	12.4	0.6	24.2	21.7	12	24.8	18.9	8	23.8
A4 (°)	0.008	-4.3	-8.7	-0.7	-0.5	-3.1	0.9	-1.3	-5.3	6.3
A2-A1 (°)	0.005	14.9	10.8	20.4	9.8	1.3	15.5	7.9	2.7	16.7
A3-A2 (°)	<0.001	-21.6	-25.6	-16.6	-16.2	-18.9	-7	-19.6	-22.6	-9.9
Cinématique cheville plan transverse minimum (°)	0.01	-13.2	-19.9	-9	-19.4	-24.7	-17.9	-24	-29.3	-17.2

 

Une diminution de l’angle de flexion plantaire (A3) est constatée, d’ailleurs l’angle de flexion passe de -9.6° avec la condition Rien, à -4.5° avec l’attelle.

En ce qui concerne l’angle correspondant à la moitié de la phase oscillante (A4), les résultats montrent une valeur médiane de -4.3° pour la condition Rien, -0.5° pour la condition Attelle et -1.3° avec le Walkaide soit un gain de 3.8° entre la marche sans rien et la marche avec une attelle et un gain de 3° entre la marche sans rien et avec le Walkaide.

Lors de la phase oscillante (A5) de la flexion dorsale maximale de la cheville, une différence non négligeable bien que non significative est constatée avec un gain de 3.56° entre la marche sans rien et la marche avec attelle et un gain de 4.9° entre la marche sans rien et le Walkaide.

Un gain respectif de 4.1° et de 5.3° est également constaté pour A1 avec l’attelle et le Walkaide avec un gain de 4.1° entre la condition rien et attelle et un gain de 5.3° entre la condition rien et le Walkaide.

Une différence entre la flexion du genou lors du début de la phase d’appui est également constatée avec une différence de 9.3° entre rien et l’attelle et de 6.5° entre rien et le Walkaide.

Une comparaison de la marche du patient sous les trois conditions du déplacement angulaire de sa cheville au cours du cycle de marche (%) dans le plan sagittal et le plan transverse a été effectuée. Le tracé rouge représente la marche sans rien, le vert avec l’attelle et le noir avec le Walkaide.

A – Cheville dans le plan sagittal

B – Cheville dans le plan transverse

 

 

Figure 04 : Evolution temporelle au cours du cycle de marche des tracés des déplacements angulaires de la cheville chez un de nos patients sous les trois conditions de marche dans le plan sagittal et transverse.

Pour la figure A, les valeurs positives représentent le déplacement angulaire en flexion et les négatives, le déplacement angulaire en extension.

Dans le plan sagittal, le déplacement angulaire de la cheville, dans les trois conditions s’effectue majoritairement dans un premier temps en flexion avant d’être en extension

Pour la figure B, les valeurs positives représentent le déplacement angulaire en rotation interne, et les négatives, le déplacement angulaire en rotation externe.

Dans le plan transverse, dans les trois conditions de marche, le déplacement angulaire de la cheville est en rotation externe.

Aucune différence significative n’est constatée en ce qui concerne l’évolution temporelle des déplacements angulaires de la cheville dans le plan sagittal. Toutefois une augmentation du déplacement angulaire en rotation externe de la cheville est apparente dans le plan transverse vers la fin du cycle de marche entre la condition Rien et la condition Walkaide. D’ailleurs, l’analyse statistique montre une différence significative entre la condition rien : -13.2° et le Walkaide : -24° pour la cheville dans le plan transverse.

 

 

2.                  Paramètres cinétiques

Les résultats de l’étude statistique des variables cinétiques sont repris dans le tableau 7 ci-dessous.

Tableau 07 : Résultats ANOVA à mesures répétées à un facteur (facteur condition) sur les paramètres cinétiques du membre inférieur parétique.

	Facteur condition	Sujets (n=8)
	P-valeur	Rien	Attelle	Walkaide
		Moyenne ± SD
Mz+ ankle (N/m/kg)	0.36	0.4± 0.2	1.4± 2.4	0.5± 0.2
Pw – knee (W/kg)	0.08	-0.7± 0.5	-0.6± 0.6	-0.5± 0.5

Aucune différence significative n’a été observée mais certaines variables montrent des différences intéressantes comme :

• L’augmentation .du moment musculaire de la cheville en extension qui passe de 0.4 (±0.2) avec rien à 1.4 (±2.4) avec l’attelle et à 0.5 (±0.2) avec le Walkaide.
• Une légère diminution de la puissance absorbée au niveau du genou durant la phase oscillante est observée, avec l’attelle (-0.6 ± 0.6) et le Walkaide (-0.5 ± 0.5) comparé à rien (-0.7 ± 0.5).

3.                  Paramètres respiratoires

Tableau 08 : Résultats ANOVA à mesures répétées à un facteur (facteur condition) sur les paramètres respiratoires du membre inférieur parétique

	Facteur condition	Sujets (n=8)
	P-valeur	Rien			Attelle			Walkaide
		Médiane	25%	75%	Médiane	25%	75%	Médiane	25%	75%
Consommation (ml/min/kg)	0.29	3	2.7	4	2.7	2.3	3.9	2.7	2.2	5.1

Une légère diminution de la consommation de VO₂ nette qui passe de 3, 025ml/min/kg sans attelle à 2.657ml/min/kg avec l’attelle Walkaide est constatée.

4.                  Paramètres énergétiques

Aucune différence significative n’a été observée pour ces paramètres.

 

 

V.                Discussion

La marche correspond selon Pelissier J. et al. (1994) à « la combinaison dans le temps et dans l’espace de mouvements plus ou moins complexes des différents segments du corps aboutissant au déplacement de l’individu sur un plan horizontal »

Une légère augmentation de la distance parcourue sur le test de marche de six minutes qui est passée de 5,2m avec l’attelle à 15,7m avec le Walkaide permet alors de stipuler que le Walkaide agirait sur au moins un des paramètres spatio-temporels de la marche (Cf. Tableau 09) en l’améliorant.

Tableau 09 : Les paramètres spatio-temporels de marche selon Pelissier J. et al. (1994)

Paramètre de marche	Définition	Valeurs normales
Le pas	Intervalle séparant deux contacts talonniers successifs du même pied
Le demi-pas	Intervalle séparant le contact talonnier d’un pied et celui de l’autre pied	45cm
La longueur du pas	Distance séparant les deux talons lors du double appui	1,48m
La largeur du pas	Distance séparant le talon de la ligne de marche	5 à 6cm
L’angle de pas	Angle formé par la ligne de marche et l’axe longitudinal du pied	15°
La hauteur du pas	Distance entre les orteils et le sol au moment de l’oscillation	0,5cm à 1,5cm
La cadence de marche	Nombre de pas effectués en 1 minute	67,4 pas\min
La vitesse de marche	Distance parcourue par unité de temps	5,98km\h Soit 1,7m\s

 

Une précédente étude a mis en exergue le rôle de ce test de marche de six minutes dans l’indication de la force musculaire des membres inférieurs et l’aptitude de marche des patients[26]. Il apparaît ainsi que le Walkaide améliorerait en conséquence l’aptitude de marche des patients tout en apportant une réelle aide au membre inférieur parétique bien que les résultats obtenus dans le cadre de cette étude soient moindre que les données de littérature comme celle de Pereira en 2012 qui a montrée une augmentation de la distance parcourue de 17% sur le test de marche de six minutes[27] et Kluding et al. qui ont relatés une augmentation de 27% sur le même test[28].

De plus, une amélioration de la marche, notamment de la vitesse de marche a été retoruvée dans les études récentes de la littérature bien qu’il n’y ait pas de différence significative entre l’attelle classique et le Walkaide[29] [30] [31].

L’étude de Caroll et al. montre par ailleurs une amélioration de la longueur et de la largeur du pas[32].

Selon le facteur condition, une différence significative a été observée, concernant les variables :

• l’angle de flexion plantaire (A3)
• l’angle correspondant à la moitié de la phase oscillante (A4)
• les amplitudes A2-A1, A3-A2
• la position angulaire minimale de la cheville dans le plan transverse

Incontestablement, la diminution significative de l’angle de flexion plantaire (A3) signifie que le Walkaide favorise la flexion plantaire du pied en augmentant la hauteur du pas afin que les orteils ne traînent pas au sol et de ce fait, amoindrir le risque de chute.

Le gain de l’angle durant la phase oscillante, notamment à la moitié de cette phase (A4) qui est de l’ordre de 3° avec l’attelle et le Walkaide, de même que le gain de 3.56° entre la marche sans rien et la marche avec attelle et un gain de 4.9° entre la marche sans rien et le Walkaide durant la phase oscillante (A5) de la flexion dorsale maximale de la cheville suppose une amélioration de la flexion dorsale du pied lors de la phase oscillante avec l’attelle et le Walkaide.

Effectivement, lors de la phase oscillante encore appelée pendulaire et qui représente 40% du cycle de marche, le membre inférieur ne touche pas le sol. De plus, elle est constituée d’un temps de double appui et d’un temps oscillant.

D’ailleurs, le Walkaide amène plus le pied en rotation externe dans la cinématique de la cheville dans le plan transverse.

En outre, le gain respectif de 4.1° et de 5.3° (A1) avec l’attelle et le Walkaide confirme que ce dernier permet de mieux relever le pied lors de l’attaque du talon au sol. Une amélioration de la flexion du genou avec le Walkaide est de plus constatée en début dès la phase d’appui. Il est à rappeler que la phase d’appui représente 60% du cycle de marche et commence par l’attaque du talon au sol et finit par le décollement des orteils tout en se décomposant en une phase de double appui et une phase d’appui unipodal.

La position angulaire minimale de la cheville dans le plan transverse qui est de -24° avec le Walkaide contre 13.2° avec la condition rien traduit une rotation plus externe de la cheville avec le Walkaide.

L’augmentation non négligeable du moment musculaire de la cheville en extension permet d’affirmer que lors de la phase oscillante, avec l’attelle et le Walkaide, le moment musculaire de la cheville en extension durant la phase oscillante est supérieur. Autrement dit, que les fléchisseurs plantaires développent beaucoup plus de force au commencement de la phase oscillante afin de permettre une extension maximale de la cheville. De plus, Granat et al. ont mis en exergue l’amélioration significative de la marche durant la phase oscillante du pas[33].

La légère diminution de la puissance absorbée au niveau du genou durant la phase oscillante avec les appareillages traduit la contraction excentrique diminuée du droit fémoral qui contrôle la flexion du genou.

En outre, un grand nombre d’études ayant experimenté et analysé les paramètres de la marche avec un dispositif de SEF. Wieler et al. ont démontrées une amélioration de la longueur du cycle de marche de 20% (p<0,01)[34].

Durant l’effort, la quantité d’oxygène utilisée autrement dit la consommation en oxygène s’accroît. D’ailleurs, cette augmentation se fait linéairement et proportionnellement à l’intensité de l’exercice, à l’effort (Astrand et Rodahl, 1994). C’est dire donc que plus il y a d’effort à fournir, plus la quantité de consommation de VO₂ augmente. Or, une diminution de la consommation d’oxygène est observée avec l’attelle Walkaide par rapport à rien, c’est-à-dire sans attelle.

Il apparaît alors que l’attelle Walkaide réduit l’effort du patient lors de son utilisation.

Ainsi, malgré le peu de résultats significatifs, un grand nombre d’avantages de l’utilisation de la SEF via le Walkaide, sont démontrés au niveau du membre inférieur parétique, comme relatés dans la littérature par rapport à la condition rien ou encore avec l’attelle classique. Il s’agit notamment de la contraction des muscles, autrement dit la contraction active de type releveur du pied qui améliore la marche, la diminution de la spasticité des fléchisseurs plantaires et surtout une économie énergétique se traduisant par la diminution de la consommation en VO₂[35] [36] [37].

 

 

 

VI.             Conclusion

L’objectif de cette étude étant la comparaison du schéma de marche entre les trois conditions : rien, attelle et Walkaide. Il apparaît Une tendance non significative certes mais non négligeable de l’augmentation de la distance parcourue sur le test de marche de six minutes a été constaté complémentairement à l’amélioration des principaux paramètres de marche particulièrement durant la phase oscillante et le début d’appui de la marche. Une réduction de l’effort pour la marche est par ailleurs démontrée.

De ce fait, la neuroprothèse Walkaide perment non seulement une meilleur dorsiflexion de la cheville en phase oscillante mais aussi offre une stabilité certaine durant tout le cycle de marche par rapport aux orthèses classiques avec une légère amélioration des variables énergétiques, cinétiques et spatio-temporelles.

Bien que l’étude respecte les critères méthodologiques de l’échelle Pedro suivants : critères d’éligibilité précisés, mesures obtenues pour plus de 85 % des sujets initialement répartis dans les groupes, attribution aléatoire au groupe, caractéristiques de base similaires entre les sujets, intention to treat analysis : les patients ont tous été gardés même s’ils n’ont pas suivi tout le traitement avec comparaison des groupes sur base statistique et mesure de la variance et de l’écart type.

L’étude porte notamment sur le nombre insuffisant de sujets et hétérogènes, amène ainsi certaines limites dans le traitement et l’interprétation des résultats. Des difficultés ont également été rencontrées pour la mise en place des électrodes et leur manque de sensibilité par la stimulation des mauvais muscles ou à cause d’un nerf trop en profondeur chez certains patients. Même si les systèmes commercialisés comptent encore beaucoup sur la stimulation monocanal du tibial antérieur au cours de la phase oscillatoire (Hausdorff et Ring, 2008), les systèmes multicanaux deviennent de plus en plus familiers et permettent à un plus grand nombre de muscles d’être contrôlés pendant la marche comme par exemple le moyen fessier (Kim et al, 2012) ou encore les éverseurs et inverseurs.

Il s’avère alors intéressant d’orienter les recherches portant sur l’efficacité du dispositif Walakaide non seulement sur le schéma de marche mais aussi sur la symétrie de marche.

 

 

 

VII.          Bibliographie

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31. Thrasher T.A, &Popovic M.R. Functional electrical stimulation of walking: function, exercise and rehabilitation.Ann Readapt Med Phys. 2008 Jul;51(6):452-60. doi: 10.1016/j.annrmp.2008.05.006. Epub 2008 Jun 18.
32. V. Robertson, A. Ward, J. Low, A. Reed. Electrotherapy Explained: Principles and Practice. Heidi Harrison (Ed.) (Fourth Edi) (2006)
33. W.T. Liberson, H.J. Holmquest, H.J. Scott, M. Dow. Functional electrotherapy stimulation of the common peroneal nerve synchronised with the swing phase of gait of hemiplegic subjects. Arch. Phys. Med. Rehabil., 42 (1961), pp. 101–105.
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35. Ziltener JL, Chantraine A. Méthodologie de la stimulation électrique fonctionnelle. Ann Réadaptation Med Phys. 1997;40:43-8.

 

 

 

VIII.       Annexes

[1] Documents ANAES : la prise en charge initiale des AVC : Aspects paramédicaux (juin 2002) & Aspects médicaux (septembre 2002) ; Imagerie de l’AVC aigu (juin 2002) ; Place des unités neuro-vasculaires (juillet 2002) ; Retour au domicile après AVC (Décembre 2003) ; Prise en charge diagnostique et traitement immédiat de l’accident ischémique transitoire (Mai 2004)

[2] Johnson, J.H. Burridge, P.W. Strike, D.E. Wood, I.D. Swain. The effect of combined use of botulinum toxin type A and functional electric stimulation in the treatment of spastic drop foot after stroke: a preliminary investigation. Arch Phys. Med. Rehabil., 85 (2004), pp. 902–909

[3] Douglas JG. Introduction to clinical Neurology. New York : Orford University Press ; 2010. 504 p.

[4] Bulley C, Shiels J, Wilkie K, Salisbury L. User experiences, preferences and choices relating to functional electrical stimulation and ankle foot orthoses for foot-drop after stroke. Physiotherapy. 2011 Sep;97(3):226-33.

[5] Leung J, Moseley A. Impact of Ankle-foot Orthoses on Gait and Leg Muscle Activity in Adults with Hemiplegia : Systematic literature review. Physiotherapy. 2003;89:39-55.

[6] Piera J-B, Coulomb Y, Renard-Deniel S. Pied de l’adulte hémiplégique par accident vasculaire cérébral. EMC (Elsevier Masson SAS, Paris), Podologie. 2009;2009(27-120-A-15).

[7] Piera J-B, Coulomb Y, Renard-Deniel S. Pied de l’adulte hémiplégique par accident vasculaire cérébral. EMC (Elsevier Masson SAS, Paris), Podologie. 2009;2009(27-120-A-15).

[8] KRATZENSTEIN C.G. – Schreiben von dem Nutzen der Electricitat in der Arzneiwissendraft. Halle, 1745, 1746. Cité dans Therapeutic Electricity and Ultraviolet Radiation, Elizabeth Licht, 196 7, New Haven, Mass

[9] DESHAIS – Cité dans Therapeutic Electricity and Ultra-violet Radiation, 1967, Elizabeth Licht, New Haven, Mass

[10] Albert A. Stimulation électrique fonctionnelle et kinésithérapie du pied varus équin spastique. Ann Kinesith. 1978;5:427-9.

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[12] Ziltener JL, Chantraine A. Méthodologie de la stimulation électrique fonctionnelle. Ann Réadaptation Med Phys. 1997;40:43-8.

[13] Lo H.C, Tsai K.H, Su F.C, Chang G.L &Yeh C.Y. Effects of a functional electrical stimulation-assisted leg-cycling wheelchair on reducing spasticity of patients after stroke.J Rehabil Med. 2009 Mar;41(4):242-6. doi: 10.2340/16501977-0320.

[14] Chae J, Sheffler L & Knutson J. Neuromuscular electrical stimulation for motor restoration in hemiplegia.Top Stroke Rehabil. 2008 Sep-Oct;15(5):412-26. doi: 10.1310/tsr1505-412.

[15] W.T. Liberson, H.J. Holmquest, H.J. Scott, M. Dow. Functional electrotherapy stimulation of the common peroneal nerve synchronised with the swing phase of gait of hemiplegic subjects. Arch. Phys. Med. Rehabil., 42 (1961), pp. 101–105.

[16] Thrasher T.A, &Popovic M.R. Functional electrical stimulation of walking: function, exercise and rehabilitation.Ann Readapt Med Phys. 2008 Jul;51(6):452-60. doi: 10.1016/j.annrmp.2008.05.006. Epub 2008 Jun 18.

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[21] Biblio manquante

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