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CHAPITRE II REVUE DE LITTERATURE

Table des matières

Les études sur l’animal ont grandement aidé à la compréhension du rôle des structures du système nerveux central (SNC) dans la réalisation de plusieurs tâches motrices. Elles ont été le prélude à l’utilisation chez l’homme de l’imagerie cérébrale (tomographie par émission de positron ou PET) ou de la résonance magnétique.

Le cervelet est une structure essentielle dans la motricité. Celui-ci intervient dans l’action tonique facilitatrice, le réglage des gains réflexes, l’organisation temporelle et spatiale du mouvement, ainsi que dans la coordination du mouvement (Gogaux & Chéron, 1989). La région du cervelet la plus impliquée dans le contrôle de la posture et de la locomotion est le vermis. Afin de connaître les structures les plus impliquées dans le contrôle de la posture, une équipe japonaise (Ouchi & 1999) a examiné l’activation cérébrale chez l’adulte sous différentes contraintes posturales. Ils ont observé l’activation des différentes régions cérébrales à l’aide de l’imagerie cérébrale. Il en résulte que lors de la posture érigée, le lobe cérébelleux antérieur et le cortex visuel droit (aires de Brodmann 18/19) sont les plus activés. Lorsque les sujets se tiennent sur une jambe, le vermis antérieur et le cortex latéral du côté de la jambe de support sont les aires les plus activées. La posture en tandem, active le cortex visuel associatif, le vermis et le tronc cérébral. Lorsque les yeux sont fermés, les aires de Brodman (8/9) sont les plus sollicitées. Ces résultats révèlent que l’activité du cortex visuel intervient dans les tâches d’équilibre. Fukuyama & al., (1997) ont utilisé la même technique et ont montré que les aires les plus impliquées dans la locomotion sont les aires du cortex visuel, les ganglions de la base et le cervelet. Selon Capaday & al., (1999), l’activation des fléchisseurs et des extenseurs plantaires de la cheville durant les cycles de marche ne dépend pas des centres nerveux supérieurs, mais des connections cortico-spinales. Celles-ci contrôlent davantage les fléchisseurs plantaires (tibial antérieur) que les extenseurs de la cheville.

Les structures corticales impliquées dans le contrôle de l’amorce de la marche diffèrent de celles d’un mouvement de flexion ou d’extension de la cheville. L’activation des aires motrices supplémentaires jouerait un rôle plus important dans l’amorce de la marche que lors d’une flexion plantaire simple du pied (Yazawa & al., 1997).

Les zones du système nerveux central impliquées dans le contrôle de la posture et de la locomotion sont approvisionnées en permanence par les afférences et les réafférences sensorielles impliquées dans le maintien et la réalisation de ces tâches. Par conséquent, il est utile d’identifier quelles sont les entrées sensorielles impliquées dans le contrôle de la posture et de la locomotion.

Le contrôle de la posture et de la locomotion par les centres supérieurs dépend des afférences et réafférences visuelles, proprioceptives et vestibulaires. Pour révéler la contribution de chaque système, ceux-ci ont été atténués ou supprimés. Les études sur la pathologie sont d’un grand intérêt car elles révèlent les adaptations nécessaires et la redondance du système quant à l’exécution des tâches motrices. Ainsi les études sur les chuteurs et les neuropathiques ont été d’une grande utilité pour illustrer le rôle des informations sensorielles lors de la réalisation de tâches simples comme la marche ou le contrôle de la posture. Cependant, l’âge, la pathologie et l’environnement influencent l’implication relative de ces trois systèmes sensoriels dans le maintien de l’équilibre postural et de l’autonomie locomotrice. L’âge est significativement associé à une diminution des fonctions visuelles, vestibulaires et sensori-motrices (Lord & al., 1996a).

Le rôle du système visuel a été plus étudié lors des tâches de posture que lors de la locomotion. En effet, il est plus simple de varier les affluences visuelles lors des tâches statiques que lors des tâches dynamiques. Les informations visuelles renseignent sur la position et les mouvements de la tête par rapport à l’environnement. Le système visuel permet également d’orienter le corps par rapport à la verticale. Les informations visuelles peuvent être d’ordre périphérique ou centrale. D’après la littérature, la vision périphérique est plus sollicitée lors du contrôle de la posture. La contribution du système visuel varie également avec l’âge.

Les études faites sur le contrôle postural ont permis de faire ressortir l’importance de la vision sur les tâches aussi simples que le maintien de l’équilibre en station debout. La stabilité posturale diminue (augmentation des oscillations posturales) lorsque la vision est supprimée, aussi bien chez les jeunes adultes que chez les aînés (Teasdale & al., 1991). En effet, en fonction de l’âge, la dépendance face au système visuel change. Il a été démontré que la vitesse et l’amplitude des oscillations posturales des aînés sont plus importantes que celles des jeunes lorsque l’ancrage visuel est modifié (Simoneau & al., 1999). L’affluence d’informations sensorielles peut engendrer une instabilité posturale comme l’ont montré les études utilisant des transitions visuelles, non-vision/vision et vision/non-vision/vision. Il a été observé que contrairement aux jeunes adultes, les aînés ont une dispersion du centre de pression plus importante au passage d’une situation de non-vision/vision plutôt que lors de la transition vision/non-vision. Dans cette expérimentation, l’affluence des informations visuelles après la privation prolongée des informations visuelles déstabilise les aînés puisque la réintégration des informations visuelles nécessite une nouvelle configuration du système postural (Teasdale & al., 1991;Teasdale & al., 1992).

La contribution réelle de la vision dans la posture ne peut être quantifiée clairement car la réalisation d’une tâche motrice nécessite l’utilisation de tous les systèmes sensoriels. Cependant lorsque la contribution des systèmes sensoriels est estimée grâce à l’évaluation posturale chez des sujets neuropathiques et non neuropathiques, Simoneau & al., (1992) rapportent une valeur de 30% comme contribution du système visuel au maintien de l’équilibre postural. Cette étude donne une valeur approximative de la contribution du système visuel pour une catégorie d’âge variant entre 40 et 70 ans. Lord & Ward (1994) ont également tenté de mettre en évidence la contribution du système visuel par la diminution des informations proprioceptives avec ou sans vision. Les auteurs soulignent que jusqu'à l’âge de 65 ans, la dépendance face au système visuel pour maintenir l’équilibre est plus élevée que chez les plus âgés. Après 65 ans, la contribution du système visuel diminue. Plus récemment, Lord & Menz (2000) ont essayé de déterminer si les capacités visuelles pouvaient prédire la stabilité en fonction de la surface de support (dure ou molle) chez des aînés de plus de 60 ans. Les résultats montrent que la vision stéréoscopique (capacité à détecter un objet en dehors de son focus visuel) est un facteur de prédiction des oscillations posturales lorsque le sujet se trouve sur une surface molle. A l’opposé, les oscillations sur une surface dure sont associées à la proprioception.

Les informations proprioceptives informent les centres nerveux supérieurs sur la position et les déplacements du corps par rapport à la surface de support. Ils renseignent aussi sur l’état d’un segment par rapport à un autre ou par rapport au reste du corps. Les récepteurs somatosensoriels comprennent les récepteurs musculaires, articulaires, cutanés, et les capteurs de pression.

Le système musculaire code les informations de longueur, de vitesse et de position grâce aux fibres nerveuses Ia et II qui innervent les fuseaux musculaires. Les organes tendineux de Golgi quant à eux informent sur la tension et la raideur musculaire par l’intermédiaire des fibres Ib. Les récepteurs articulaires Golgi renseignent sur la direction du mouvement et la perception de la position de l’articulation, la vitesse angulaire et la direction du mouvement sont détectées par les récepteurs de Ruffini, et les capsules de Pacini renseignent sur la détection et les accélérations des mouvements.

L’importance des informations proprioceptives est révélée par des études faites sur des patients souffrant de neuropathies dégénératives. La privation sensorielle par des méthodes telles que l’ischémie, la vibration tendineuse ou l’anesthésie permet également d’examiner l’importance de la proprioception. La technique la plus utilisée reste la vibration tendineuse car elle présente peu d’effets secondaires, les effets de la période post vibratoire ne durent que 40 s (Ribot-Ciscar & al., 1998) . Son principe consiste à induire une illusion proprioceptive au niveau de la fibre musculaire ou au niveau du tendon du muscle. Lorsque la vibration est appliquée directement sur le muscle, la réponse musculaire est similaire à une réponse réflexe myotatique ou polysynaptique. Cette activation réflexe du muscle vibré s’accompagne d’une inhibition du muscle antagoniste et ne se produit que lorsque le muscle est en contraction isométrique (Quoniam & al., 1995). La flexion ou l’extension du muscle en contraction isométrique se résume par une sous-estimation de la cible en extension lorsque l’agoniste est vibré et inversement lorsque l’antagoniste est vibré (Capaday & Cooke, 1981). Lorsque la vibration est appliquée sur le tendon, l’illusion est due à une fausse perception de l’élongation du fuseau neuro-musculaire de l’agoniste ou de l’antagoniste. La réponse correctrice à l’illusion perceptive est une compensation par un déplacement du corps du côté du tendon vibré (Quoniam & al., 1995). Ainsi la vibration du tibial antérieur produit un déplacement du centre de pression vers l’avant car le sujet perçoit un déplacement vers l’arrière causé par l’illusion de l’élongation des fuseaux musculaires du tibial antérieur.

La neuropathie est une maladie dégénérative souvent associée au diabète. L’évaluation de la posture et de la marche chez les patients atteints de neuropathie a permis d’illustrer l’importance de la proprioception lors de ces deux tâches. Le modèle de neuropathie périphérique est plus précis que la modification des surfaces de support ou la vibration tendineuse, car la neurophapie peut être quantifiée alors que la modification des afférences proprioceptives ne peut l’être.

L’étude de (Boucher & al., 1995) montre que la stabilité posturale des patients atteints de polyneuropathie diabétique est altérée; l’amplitude et la vitesse des oscillations posturales sont beaucoup plus importantes que celles des sujets de la même catégorie d’âge avec ou sans vision. Les auteurs concluent à la précarité de la stabilité posturale chez ces patients et l’interprètent comme une prédisposition au risque de chute. L’évaluation posturale des patients atteints de neuropathie diabétique a permis d’établir que la proprioception comptait pour 40% dans le contrôle de la posture (Simoneau & al., 1992). Dans cette étude, trois groupes (diabétique neuropathique, non neuropathique et contrôle) sont soumis à différentes conditions posturales permettant d’évaluer la contribution de la proprioception, de la vision et du sens vestibulaire. Les seules différences observées se retrouvent au niveau de l’amplitude des déplacements du centre de pression entre les neuropathiques et les autres groupes, attestant ainsi que l’effet obtenu n’est pas dû au diabète mais bien à la neuropathie. Il faut noter que les auteurs estiment que la contribution des différents systèmes est sous estimée à cause des conditions de sélection des systèmes sensoriels. L’estimation de 40% est également à considérer comme une valeur approximative, car l’âge des sujets varie entre 40 et 70 ans.

Lorsque la sensibilité de la cheville est évaluée chez les sujets diabétiques neuropathiques, il est remarqué qu’il existe une perte de la perception du mouvement, mais que celle-ci ne peut être attribuée à la diminution de la sensibilité plantaire (Simoneau & al., 1996). La diminution de la stabilité posturale serait plutôt due à un non fonctionnement des récepteurs périphériques sensoriels de la jambe, et des fuseaux neuro-musculaires (van Deursen & Simoneau, 1999).

Au niveau de la marche, le modèle de neuropathie périphérique a permis de montrer que la diminution des informations proprioceptives affecte la marche, son contrôle requiert davantage de ressources cognitives (Courtemanche & al., 1996). Les paramètres spatio-temporels affectés sont: l’amplitude des cycles, la vitesse, ainsi que les temps de double et simple support. Ces paramètres sont plus importants chez les sujets diabétiques atteints de neuropathie que dans une population de la même catégorie d’âge ne souffrant pas de neuropathie.

Le rôle des informations somatosensorielles sur l’équilibre postural et la perte de ces informations chez les aînés n’est plus à démontrer. Il est clairement établi que la surface de support et la vision affectent l’équilibre postural chez les aînés (Teasdale & al., 1991; Teasdale & al., 1992). Les études sur la modification des afférences cutanées ont permis de montrer que la proprioception cutanée plantaire participait au contrôle de l’équilibre postural. Afin de déterminer plus spécifiquement l’importance des informations cutanées plantaires, plusieurs techniques ont été développées.

Kavounoudias & al., (1998) utilisent des vibreurs électromagnétiques ayant une fréquence d’oscillation égale à 100 Hz qu’ils placent à la surface de la plante et/ou du talon du pied, tout en mesurant les déplacements du centre de pression. Cette technique bien qu’intéressante reste difficile à réaliser à cause du matériel utilisé. Les résultats obtenus illustrent que la direction de la réponse posturale est une réponse à l’illusion proprioceptive créée par l’augmentation de la pression sous la zone vibrée. Lorsque les talons sont vibrés, le centre de pression est déplacé vers l’avant. Inversement, lorsque la plante des pieds est vibrée, le centre de pression se déplace vers l’arrière. Les auteurs en déduisent que le système nerveux centrale traite les informations tactiles de la surface plantaire de façon à obtenir les informations spatiales relatives à la direction et à l’amplitude du déplacement du corps. Selon les auteurs, les mécanorécepteurs plantaires participeraient à l’élaboration d’un référentiel égocentrique.

La privation des informations cutanées plantaires par l’anesthésie permet également une approche valable pour comprendre leur contribution dans la régulation de la posture et de la marche. Dans l’étude de Do & al., (1990), le nerf plantaire est anesthésié et les modifications des synergies musculaires des membres contralatéral et ipsilatéral sont observées. La quantification des synergies musculaires permettant d’évaluer les effets de l’anesthésie sur le patron moteur impliqué dans l’amorce de la marche. Suite aux résultats obtenus, les auteurs en déduisent que la diminution des afférences cutanées est responsable des modifications de l’amplitude et de l’activation des paramètres temporels des synergies musculaires. La modification du patron moteur par la diminution des informations sensorielles cutanées est soutenue par l’étude de Do & Roby-Brami (1991). Dans cette étude, la base de support du pied est réduite. Les sujets se tenaient debout sur une barre de bois. Les auteurs constatent que l’exécution du premier pas se fait plus rapidement et que l’intégration de l’information se fait au niveau spinal. La contribution des récepteurs cutanés plantaires dans la restauration de l’équilibre a été examinée par Thoumie & Do (1996). L’activité électromyographique du tibial antérieur, du soléaire, ainsi que les variables spatio-temporels sont évaluées lorsque la marche est amorcée à partir d’un angle de 15°. Ce protocole expérimental a permis de mettre en évidence des différences motrices entre des patients ayant perdu leur réflexe du tendon d’Achille et des sujets sains ayant subi une anesthésie du nerf plantaire ou une ischémie de la jambe. Les résultats obtenus révèlent que l’activité motrice est plus affectée par l’absence de proprioception (ischémie) que par la perte des sensations cutanées.

Les études de Maki & collaborateurs (1999b, 2000) présentées ci-dessous confirment également l’importance des mécanorécepteurs dans le contrôle de la posture. Dans leurs études, les sujets sont soumis à une perturbation de la base de support les forçant à effectuer un pas de rattrapage. Dans une de leurs études Maki & al., (1999b) rapportent que l’augmentation de la sensibilité plantaire améliore la stabilisation. En effet, suite à une perturbation de la plate-forme de force, le pourcentage de pas permettant une restabilisation a diminué chez les individus portant une semelle stimulant les mécanorecepteurs plantaires.

Actuellement les études sur la contribution réelle des mécanorécepteurs plantaires dans le réajustement postural soulignent l’importance des récepteurs de Pacini. Une technique simple et peu coûteuse est celle qui a été rapportée par quelques auteurs, dont Maki (Perry, McIlroy & Maki, 2000), et qui repose sur le refroidissement de la surface plantaire afin de diminuer la sensibilité tactile. Cette technique de refroidissement du pied a permis d’établir que les corpuscules de Pacini sont des cellules tactiles à adaptation rapide permettant la détection des événements tels que la levée et le contact du pied avec la surface de support. Leur seuil de détection est autour de 100 Hz. Cependant, il semble que d’autres cellules, notamment les corpuscules de Merkel et de Ruffini soient affectées par la technique de refroidissement de la surface plantaire. Ces cellules serviraient à l’adaptation lente de la régulation posturale, leur seuil de détection étant inférieur à 5 Hz (Maki, Edmondstone, & McIlroy, 2000). La diminution de la sensation tactile par l’utilisation de bain glacé pendant une période de 15 minutes a permis de démontrer de la température de la surface plantaire baisse de 10 degrés, tandis que le seuil de détection des sensations tactiles augmente. D’autre part, le pourcentage de réponse exigeant un pas de stabilisation après une perturbation de la plate forme de force augmente même avec la présence de vision. Au niveau du centre de pression, les déplacements arrières se trouvent accentués dans le cas d’un pas de rattrapage arrière après le refroidissement (Perry & al., 2000). Les auteurs émettent l’hypothèse que les afférences cutanées plantaires participent à la détection de la position du centre de masse par rapport aux limites de stabilité de la base de support. D’après les auteurs, les afférences cutanées plantaires participent à la détection de la pression plantaire afin de contrôler le transfert du poids contribuant aux réponses stabilisatrices du pas de rattrapage suite à une perturbation inattendue.

La diminution de la sensation tactile est associée à la diminution de l’équilibre postural et même au risque de chute. Malgré l’importance des afférences des mécanorecepteurs dans le contrôle de la posture, leur contribution n’a pu être réellement quantifiée. L’étude de Maki & al., (1999b) a toutefois montré qu’en augmentant les sensations plantaires à l’aide de semelles spécialisées, les aînés effectuaient beaucoup moins de pas de rattrapage et utilisaient beaucoup moins les bras afin de se stabiliser suite à une perturbation. Chez les jeunes adultes, la proportion des pas de rattrapage est fortement diminuée à la suite d’une perturbation vers l’arrière de forte intensité. Le déplacement postérieur du centre de pression consécutif à une perturbation vers l’arrière est moins proche de la zone limite de la base de support chez les aînés et les jeunes adultes. Les auteurs suggèrent suite à ces résultats que les mécanorecepteurs plantaires informent le système nerveux central concernant la position du centre de pression par rapport à la base de sustentation et ses limites. En effet, l’anesthésie de la plante du pied (Maki & al., 1999a) donne des résultats inverses à ceux obtenus après une augmentation de la sensation cutanée.

Plusieurs entrées sensorielles (vision, proprioception, cutanée, plantaire, vestibulaire) participent aux réajustements posturaux et au contrôle de la posture orthostatique. La qualité et la quantité de ces entrées sensorielles diminuent significativement avec le vieillissement ( Simoneau & al., 1992; Teasdale & al., 1991 a et b; Simoneau & al., 1999; Maki & al., 1999, 2000; Perry & al., 2000).

La contribution des systèmes sensoriels en fonction du vieillissement a été recensée par Hay (1996). La vibration du tendon du tibial antérieur ou du soléaire afin d’induire un déplacement est utilisée afin d’évaluer la contribution des entrées proprioceptives dans le maintien de l’équilibre postural. Tel que mentionné à la section 2.2, la réponse motrice compensatrice suite à la vibration est un acte involontaire qui va dans la direction du tendon vibré. Les mécanismes responsables de cette réponse se situent au niveau des centres nerveux supérieurs. En effet, le système nerveux central utilise les afférences relatives à la position angulaire et à la vitesse de déplacement pour réaliser la performance motrice (Cordo & al., 1994). Le délai de la réponse posturale compensatrice ne semble pas être affecté par l’âge, parce que le procédé de réponse n’est pas une boucle réflexe. Cependant, avec le vieillissement, l’amplitude et la vitesse de la réponse diminuent. La diminution de la réponse correctrice est attribuée à la sous estimation du transfert de l’information permettant d’estimer les limites réelles de la base de support. D’autre part, la réponse motrice à la vibration du tibial antérieur est plus importante que celle du soléaire. Le pic de vitesse ne varie pas de façon significative avec l'âge. Ceci implique donc que la tolérance à une perturbation arrière est moins élevée qu’une perturbation antérieure due au recrutement plus rapide des informations lorsque la perturbation est postérieure. D’autre part, la diminution des réponses correctrices chez les aînés ne dépend pas uniquement de la conduction nerveuse mais aussi de l’état d’activation du muscle. Or, l’activité tonique mesurée à l’aide de l’électromyographie au niveau du soléaire est plus importante que celle du tibial chez des aînés comparativement aux jeunes. L’activité tonique musculaire plus importante des aînés pourrait expliquer leur difficulté à estimer l’amplitude et la vitesse de la perturbation, d’où une réponse à la vibration moins importante. L’activité tonique perturbe le système sensoriel en augmentant son niveau de sensibilité. La notion de bruit dans le système est introduite comme étant le facteur qui diminue la détection sensorielle chez les personnes âgées. Ce facteur est responsable des déficits du contrôle postural et du système sensoriel (Hay, 1996).

La quantification des moments de force articulaires permet de comprendre les mécanismes de stabilisation. La rapidité de répondre à une perturbation posturale est attribuable au moment généré à la cheville et à la vitesse à laquelle il est produit pour exécuter un pas de stabilisation, ainsi qu’à l’estimation des déplacements du centre de pression et du centre de masse par rapport aux limites de la base de sustentation. Chez les aînés, le temps pris pour générer un moment de force suffisant au niveau de la cheville necessaire à l’exécution d’un pas de stabilisation rapide après une perturbation posturale est plus long que chez les jeunes adultes (Thelen & al., 1996b). On remarque également qu’avec l’âge, l’inclinaison initiale permettant de retrouver la stabilité par l’exécution d’un pas est moins importante que chez les jeunes adultes (Thelen & al., 1997). Plus l’inclinaison par rapport à la verticale augmente et plus l’amplitude articulaire au niveau de la hanche et du genou augmente, et plus le moment de force développé à la cheville est maximal chez les aînés (Wojcik & al., 2001). Les aînés prennent plus de temps pour générer un moment équivalent à celui des jeunes adultes pour contrer la perturbation et exécuter un pas de stabilisation. La diminution du temps requis pour générer un torque suffisant chez les aînés serait responsable de la diminution de restabilisation chez cette population (Thelen & al., 1996b). Afin de cibler les mécanismes responsables de cette diminution, les auteurs mesurent l’activité électrique des muscles responsables de la flexion plantaire et dorsale de la cheville lors de contractions isométrique et isocinétique (Thelen & al., 1996a). Les différences observées entre adultes et aînés sont au niveau du délai d’activation des muscles jumeaux. Étant donné que le temps requis pour développer un moment de force suffisant pour se stabiliser après la perturbation chez les aînés est plus long que chez les jeunes adultes, et que seul le délai d’activation diffère, les auteurs attribuent ce déclin au délai d’activation musculaire plutôt qu’à un processus de transmission de l’information ou à une différence de stratégie de recrutement musculaire. Cette interprétation concorde avec celle d’autres auteurs qui attribuent généralement les mécanismes responsables de la diminution du moment produit chez les personnes âgées à la dégradation du système sensoriel (Hay, 1996). Afin de déterminer le seuil de sensibilité au niveau des flexions plantaires et dorsales, des jeunes adultes et des aînés ont été soumis à une rotation de la cheville à l’aide d’une plate-forme servo-assistée (Thelen & al., 1998). Les résultats de cette étude montrent que les aînés ont un seuil de détection plus élevé que les jeunes adultes tant en flexion plantaire qu’en dorsiflexion.

Les informations provenant du système vestibulaire renseignent sur l’orientation de la tête dans l’espace. Les afférences vestibulaires informent les centres nerveux supérieurs sur la position et les mouvements de la tête par rapport à la verticale. Ces afférences sont fournies par deux types de récepteurs; les canaux semi-circulaires qui codent l’accélération angulaire de la tête et les otholites, notamment l’utricule et le saccule qui signalent les variations de l’accélération linéaire.

Il est difficile de quantifier la contribution du système vestibulaire, mais elle peut être atténuée pour évaluer sa participation dans l’ajustement de la posture et de la locomotion. Dans une étude simple, Simoneau & al., (1992) ont tenté d’évaluer la contribution des différents systèmes. Pour minimiser la contribution du système vestibulaire, la tête était positionnée vers l’arrière. Les résultats obtenus révèlent que la contribution relative du système vestibulaire participe peu au contrôle postural puisqu’elle est inférieure à 5%. Cette valeur reste approximative car elle peut être influencée par l’âge des sujets. Même si les autres systèmes sensoriels ont été atténués, les afférences des autres systèmes influencent la réponse posturale.

Pour évaluer l’importance du système vestibulaire dans la locomotion, la stimulation galvanique a été utilisée car elle permet de modifier la perception de la verticale subjective. La technique utilisée à cette fin est l’application d’un courant électrique par l’intermédiaire d’une anode et d’une cathode placées sur la proéminence des deux aphophyses mastoïdes et reliées à un système de programmation des événements et des intensités. Le courant induit pouvant varier de 0.5 à 1.5 mA. L’illusion est apportée du côté de l’emplacement de l’anode par un changement d’orientation des cils des canaux semi-circulaires. La réponse compensatrice est alors un déplacement du corps du côté de l’anode.

L’élaboration d’un modèle de stimulation galvanique et de la vibration tendineuse permet de montrer que la perception de la verticalité du corps dans l’espace dépend des informations proprioceptives et vestibulaires (Hlavacka & al., 1996). Récemment, Fitzpatrick & al., (1999) ont montré que le système vestibulaire sert également à donner des informations sur la trajectoire lors des déplacements en fauteuil roulant et pendant la marche. Le système vestibulaire participe ainsi à l’orientation verticale et à l’élaboration de la trajectoire pour le maintien de l’équilibre postural par rapport à un référentiel externe.

Le contrôle de la posture inclus un contrôle automatique et cognitif qui prend en compte le référentiel spatial du corps.

La modification du référentiel égocentrique peut être obtenue par la vibration tendineuse du tibial antérieur ou de son antagoniste, les muscles jumeaux. En effet, l’application d’une vibration de 30-80 Hertz sur le tendon d’un muscle induit une sensation illusoire de mouvement (Calvin-Figuiere & al., 1999), qui provoque une réponse compensatrice exprimée par un déplacement du corps du côté du muscle stimulé (Kavounoudias & al., 1999). Cette réponse à l’illusion proprioceptive est due au fait que les afférences activées par la vibration tendineuse sont une source d’information dynamique de position et de vitesse permettant de coordonner le mouvement (Cordo & al., 1995). Plus particulièrement, les afférences des fuseaux neuro-musculaires constitueraient la base de l’illusion compensée par le mouvement (Calvin-Figuiere & al., 1999). Ainsi la vibration tendineuse ou celle du muscle induit une erreur d’ajustement. Comme le montre l’étude de Capaday & Cooke (1981), la vibration du muscle antagoniste du bras modifie la position finale pendant un mouvement volontaire en extension.

L’utilisation simultanée de la stimulation galvanique et de la vibration tendineuse modifie ainsi à la fois le référentiel égocentrique et exocentrique. L’effet de ces deux modifications sur la réponse posturale permettrait de mieux intégrer l’interprétation de l’information provenant de chaque système.

Hlavacka & al., (1995) ont montré que le système vestibulaire et la proprioception jouent un rôle important dans l’estimation de la verticale. L’application de la stimulation galvanique avant ou après le déclenchement d’un mouvement modifie l’amplitude de la réponse posturale car il existe un effet de sommation des composantes. L’application de la stimulation galvanique qui est indépendante de la postion initiale et de la performance du mouvement volontaire (Cauquil & Day, 1998). Il est établi que la réponse posturale est plus importante lorsque la stimulation galvanique est appliquée 0.5 sec avant la translation de la plate forme de force. La réponse galvanique peut être atténuée par les informations sensorielles (Hlavacka & al., 1999). Lorsque l’erreur vestibulaire est proche de l’erreur somatosensorielle, ces deux informations sont traitées comme étant une seule et même information et la réponse posturale dépasse l’adjonction linéaire de chaque événement. Le système nerveux central utilise entre autre les informations vestibulaires et proprioceptives pour déterminer la réussite de la réponse posturale (Hlavacka & al., 1999).

Le contrôle en boucle ouverte est le système de contrôle qui précède tout mouvement. Il dépend de toutes les informations envoyées au système nerveux central pour préparer à l’exécution d’une nouvelle tâche. Il est souvent illustré en montrant l’activation des muscles posturaux avant l’amorce des mouvements de lancer ou d’élévation du membre supérieur.

L’amorce des mouvements volontaires est précédée de réponses posturales appelées ajustements posturaux anticipés (APA). Dans le cadre de la marche, ces ajustements sont révélés par des synergies d’activations motrices qui précèdent le mouvement. Selon le domaine d’intérêt, les APA sont exprimés en terme de synergies d’activation musculaires ou en terme de déplacement du centre de masse (CM) et/ou du centre de pression (CP).

L’étude de Crenna & Frigo (1991) résume bien les séquences d’activations musculaires pour l’amorce de plusieurs mouvements, tels que se lever d’une chaise, amorcer la marche, se pencher vers l’avant, lever les bras vers l’avant et se tenir sur la pointe des pieds. Toutes ces tâches sont précédées par l’inhibition du muscle soléaire et l’activation du muscle tibial antérieur. D’autre part, le premier événement mécanique détecté est le recul du centre de pression 100 à 200 ms après l’inhibition du soléaire. Le pic du recul du centre de pression devient maximal seulement après l’activation du tibial antérieur. Les activations distinctes du soléaire et du tibial antérieur ont également permis de déduire que les événements mécaniques découlent de l’inhibition et de l’activation des muscles soléaire et tibial antérieur.

Ces APA, en terme d’événements mécaniques, permettent entre autre de déterminer les phases dites anticipée et d’exécution lors de l’amorce de la marche. Brenière & al., (1987) décrivent ces 2 phases de la façon suivante: a) La phase d’anticipé ; les accélérations antéro-postérieures et médio-latérales du CM sont dirigées vers l’avant et vers la jambe de support. Le CP se déplace antérieurement et vers la jambe de support. b) La phase d’exécution débute avec la levée du talon de la jambe de balancement et se traduit par une diminution de l’accélération latérale du CM et une augmentation de l’accélération antérieure du CM.

Les déplacements du centre de pression et du centre de masse à l’amorce de la marche comme lors de la posture érigée sont inversement synchrones. Ainsi, pour décrire la phase anticipée, on peut se baser simplement sur les déplacements antéro-postérieur et médio-latéral du CP. Dans ce sens, le premier déplacement du CP est latéral vers la jambe de balancement puis vers l’arrière de celle-ci avant de se déplacer à nouveau latéralement vers la jambe de support afin de permettre la décharge de la masse corporelle (transfert de poids) de la jambe de balancement vers la jambe de support. La figure 1 (Brenière & al., 1987) illustre la description faite plus haut de la phase d’anticipation. Une fois la jambe de balancement allégée, le CP se projette vers l’avant et du côté de la jambe de support afin de permettre la levée du talon de la jambe de balancement. La levée du talon détermine la fin de la phase d’anticipation et le début de la phase d’exécution de la marche. La figure 1 permet également de souligner que le patron d’amorce de la marche reste identique et indépendant de la vitesse d’amorce, par contre, le recul du centre de pression dépend de la vitesse d’exécution.

McIlroy & Maki, (1999) ont également montré que les APA en terme d’événements mécaniques du CM et du CP pouvaient être observés selon leur déplacement latéral uniquement. D’après les auteurs, les APA sont exprimés lorsque la jambe de balancement s’allège de 1% de la masse corporelle. Trois conditions expérimentales étaient présentées dans cette étude; 1) perturbation de la plate forme de force, 2) exécuter rapidement un pas de stabilisation à la suite de la perturbation et 3) exécuter un pas aussi vite que possible au signal lumineux. Suite à ces conditions expérimentales, les déplacements du centre de pression et du centre de masse ont été analysés. Au niveau du déplacement médio-latétal du CP, les APA ne s’expriment que lorsque la consigne est donnée pour exécuter un pas à un stimulus lumineux ou après une perturbation de la plate forme de force. Par contre, lorsqu’il faut exécuter un pas de rattrapage après une perturbation inatendue, les APA sont inexistants. On observe également que le déplacement latéral du CP est plus important lorsqu’il s’agit de la jambe de transfert. Au niveau du CM, les APA dépendent de la tâche. Lorsque le premier pas est exécuté rapidement après le signal lumineux, le CM se déplace vers la jambe de support avant la levée du talon. Cependant, lorsque le premier pas est exécuté avec ou sans consigne après une perturbation de la plate forme, les déplacements du CM sont dirigés vers la jambe de transfert.

Une description des phénomènes menant à l’amorce de la marche est faite dans cette section. Par la suite, les mécanismes sous-jacents à la réalisation de l’amorce de la marche sont présentés. Suite à ces descriptions, la notion de variabilité est introduite, et les modifications de l’amorce de la marche découlant du vieillissement seront mises en évidence. Toutefois, il est important de noter que les sous-sections de cette section traitent de la programmation du patron de marche sans en donner les fondements théoriques car la question est abordée dans une autre section.

L’amorce de la marche est une transition entre la posture érigée et la marche. Elle combine donc une coordination entre le patron de marche et l’équilibre postural. Des études qui ont porté sur la locomotion laissent supposer que la marche révèle un programme moteur préétabli (Breniere & al., 1987; Couillandre & al., 2000; Do, Breniere, & Brenguier, 1982; Do, Schneider, & Chong, 1999; Lepers, Breniere, & Maton, 1999; Crenna & Frigo, 1991). L’exploration de la maladie de Parkinson a permis de révéler que la locomotion dépend des centres nerveux supérieurs car une atteinte de l’un de ces centres modifie le patron de marche et surtout son amorce. Les séquences du patron de marche obtenues par une analyse biomécanique descriptive, quantitative et comparative ont permis de soutenir l’idée d’un programme moteur.

L’expression du patron moteur peut être mesurée de façon cinématique par la mesure des angles et des déplacements des différents segments, par la quantification de l’énergie mécanique développée par le membre inférieur (cinétique), mais aussi par la mesure des facteurs spatio-temporels (longueur des pas, temps d’exécution…). La description biomécanique de l’amorce de la marche se résume en 2 phases. La première phase est celle de la préparation et la seconde est celle de l’exécution.

La première phase de l’amorce de la marche regroupe les déplacements du CP et du CM afin de préparer l’exécution du premier pas de marche. Lorsque le programme moteur est enclenché normalement, les déplacements du CP dans les plans sagittal et latéral montrent une courbe présentant les trois phases de l’amorce de la marche. Ces phases sont ; 1) le recul du CP, 2) le transfert sur la jambe de support, et 3) la projection dans le sens du déplacement. Le recul du CP peut varier avec l’âge et la pathologie. Ainsi les Parkinsonniens et les aînés ont un recul du centre de pression moins important que celui des jeunes adultes. D’autre part, la projection du CP à l’état en posture érigée se retrouve davantage en avant des chevilles chez les aînés comparativement aux jeunes adultes (Halliday & al., 1998). Les paramètres temporels de cette poursuite entre le CP et le CM révèlent que plus la vitesse d’amorce de la marche est grande, plus le recul du CP est important (Breniere & al., 1987). Ceci est illustré et mentionné à la figure 1.

Une fois le centre de masse projeté vers l’avant, la résultante de la force qui permet la levée du talon permet de développer un moment de force suffisant à la cheville pour effectuer le premier pas. Cette période marque la fin de la phase de préparation et le début de la phase d’exécution. Ainsi, la vitesse obtenue par la suite et les paramètres spatio-temporels de la marche découlent directement de la phase de préparation. Les relations d’interdépendance entre les variables de la phase de préparation et d’exécution sont discutées ultérieurement.

Chaque action motrice se déroule selon une séquence d’activation musculaire préétablie. Ces séquences peuvent être modifées en fonction de l’âge et de la rapidité de l’action. Lors des situations de déstabilisation de la base de support, les stratégies motrices devraient respecter les séquences d’activation motrice. Crenna & Frigo (1991) ont montré que plusieurs tâches d’amorce de mouvement présentent des séquences d’activation motrice fixes. Lors de l’amorce de la marche, avant que tout mouvement ne soit détecté au niveau cinématique (variation angulaire des chaînes articulaires) ou cinétique (moments), une inhibition du muscle soléaire suivie 100 ms plus tard d’une activation du tibial antérieur sont mesurées par électromyographie. L’inhibition de l’antagoniste et l’activation de l’agoniste est un phénomène nécessaire pour amorcer tout mouvement volontaire. Cependant, le vieillissement induit une modification de l’expression du programme moteur qui ne se manifeste pas toujours tel qu’observé chez les jeunes adultes. Dans une récente étude, Thelen & al., (2000) ont mesuré l’activité électrique des muscles des membres inférieurs lors de l’exécution d’un pas de rattrapage après une augmentation de l’inclinaison avant du tronc. Les résultats indiquent que les jeunes effectuent un pas de stabilisation avec une inclinaison plus grande que celle des aînés, mais que les paramètres d’activation musculaire tels que le délai d’activation ne différent pas avec l’âge. La seule différence retrouvée entre jeunes adultes et aînés est que l’inhibition des muscles de la jambe de support se fait après un délai plus important. Le délai d’activation est plus important au niveau des fléchisseurs de la hanche et des extenseurs du genou avant et pendant la phase de balancement. Ainsi, les latences temporelles d’activation et d’inhibition des muscles expliqueraient les différences entre jeunes et âgés.

Outre l’acte volontaire, l’amorce de la marche peut être provoquée par une déstabilisation. Il a été montré que lors de déstabilisations brusques impliquant des réponses réflexes, les réponses motrices sont identifiées comme étant des stratégies (Horak & Nasher, 1986). Les plus utilisées sont celles de la hanche, de la cheville, et le(s) pas de rattrapage(s) respectivement lors de petite, grande ou très grande perturbation (Shumway-Cook & Woolllacott, 1995). Ces stratégies sont utilisées pour rétablir l’équilibre suite à une perturbation de la surface de support, ou pour prévenir les perturbations internes du système avant un mouvement volontaire (Horak & Nasher, 1986). Quelle que soit la stratégie motrice utilisée pour retrouver l’équilibre après une perturbation de la base de support, il existe une séquence d’activation musculaire montrant une synergie motrice propre au sens de la perturbation (Horak & Nashner, 1986). Chez les aînés, les stratégies peuvent être combinées ou inefficaces. Les synergies motrices à l’amorce d’un mouvement volontaire s’expriment moins souvent et peuvent ne pas s’exprimer (Polcyn & al., 1998). On peut alors supposer que les stratégies qui révèlent des séquences d’activations motrices peuvent être non usuelles.

La stratégie du pas de ratrappage survient afin de ramener le centre de masse à l’intérieur de la base de support. Cette dernière a été observée chez les aînés ayant des problèmes de réajustement postural. Maki & collaborateurs (Maki & al., 2000; Maki & McIlroy, 1999; Maki, McIlroy, & Perry, 1996; McIlroy & Maki, 1993; McIlroy & Maki, 1996; McIlroy & Maki, 1999) ont établi un modèle du pas de rattrapage, mais de toutes leurs études, aucune ne décrit les stratégies du pas de stabilisation en terme de synergie motrice, mais plutôt en terme d’ajustements posturaux. Les résultats de leurs études ont montré que le pas de stabilisation faisant suite à une perturbation externe ne présente pas d’ajustements posturaux anticipés précédant le mouvement d’amorce de la marche (McIlroy & Maki, 1993) contrairement à l’amorce de la marche volontaire (McIlroy & Maki, 1999). Suite à une perturbation de la base de support, la fréquence des pas de stabilisation est plus importante chez les aînés que chez les jeunes adultes. La présence de plusieurs pas de stabilisation devrait être considérée comme un facteur prédictif de chute (McIlroy & Maki, 1996). Les aînés peuvent également utiliser leurs bras et effectuer des pas dit « croisés » pour contrer la perturbation (Maki & al., 2000). D’autre part, lorsque la perturbation est appliquée dans le plan latéral, le pied utilisé pour effectuer le pas de stabilisation est celui supportant le moins de masse corporelle. Malgré tout, des similarités existent entre adultes et aînés quant à l’exécution du pas de stabilisation, notamment au niveau des variables temporelles.

La notion de variabilité dans le contrôle moteur exprime l’erreur du programme moteur lors de l’exécution de la tâche. Le modèle de Schmidt (Schmidt, 1988), révèle la relation entre l’augmentation de la force produite et l’augmentation de l’erreur variable. D’autre part, l’amplitude et le temps d’exécution sont également responsables de la variabilité.

En se basant sur ce modèle, la locomotion devrait présenter une faible variabilité puisque la force nécessaire pour produire un pas de marche ne nécessite pas de forces maximales. La méthode de calcul de variabilité de la marche présentée par Gabell & Nayak (1984) permet d’exprimer l’erreur variable entre les différents cycles de marche. Dans cette étude, il est constaté que la variabilité est plus importante chez les personnes âgées comparativement aux jeunes. Cette méthode a été reprise par différents auteurs pour présenter la variabilité de l’expression du programme moteur dans la locomotion. Chez des patients souffrant de la maladie d’Alzheimer, on observe que l’augmentation de la variabilité de la longueur des pas est plus élevée chez les patients de type sénile moyen que chez les dément léger (Nakamura, Meguro, & Sasaki, 1996). Il a également été observé que la vitesse de marche préférentielle est celle qui présente la plus petite variabilité intra-sujet de la longueur des pas. La petite variabilité observée à vitesse préférentielle est due au coût énergétique et donc au rendement économique du système (Sekiya & al., 1997).

Maki (1997) a également constaté que l’indice de variabilité de la longueur des cycles de marche, de la vélocité et du double support augmente chez les personnes âgées. D’après l’analyse de régression utilisée, la variabilité de la vitesse paraît être le meilleur facteur prédictif de risque de chute.

Les études (Gabell & Nayak, 1984; Nakamura & al., 1996; Sekiya & al., 1997; Maki, 1997) ont montré que la variabilité des cycles de marche pouvait être un indicateur du risque de chute. Cependant dans la littérature, il n’y a pas de valeur critère établie sur laquelle on peut se baser pour les populations vieillissantes.

La description de la motricité des personnes âgées implique une compréhension des mécanismes du fonctionnement du corps. Le rôle des différentes structures (nerveuses et musculosquelettiques), leur intégration et les effets de leur dégradation sur le fonctionnement du système permet de cibler les problèmes reliés au vieillissement. Les études sur l’animal et la compréhension du fonctionnement des différents systèmes permettent de comprendre les pathologies et d’y trouver un remède. Ainsi, les recherches sur le vieillissement ont pour but principal de cerner le contrôle moteur, de diminuer les frais encourus par les systèmes de santé pour l’assistance apportée aux personnes âgées lorsqu’elles sont en perte d’autonomie, mais également d’améliorer leur qualité de vie.

Les caractéristiques de l’amorce de la marche permettent de différencier les patrons d’amorce de la marche de sujets non pathologiques, pathologiques et âgés. La position du centre de pression à l’amorce de la marche est plus en avant des malléoles respectivement chez les sujets parkinsonniens et chez les aînés comparés aux jeunes adultes. De plus, les déplacements médio-latéraux et antéro-postérieurs sont moins importants chez ces deux derniers groupes (Halliday & al., 1998). Lorsqu’on compare l’amorce de la marche chez les jeunes adultes et les Parkinsonniens, on relève que la phase préparatoire d’amorce de la marche est plus longue alors que la phase d’exécution n’est pas significativement différente (Gantchev & al., 1996). Avec le vieillissement, la locomotion nécessite l’implication du système cognitif (Lajoie & al., 1992; Teasdale & al., 1993; Lajoie & al., 1996). En plus de l’implication du système cognitif dans le vieillissement, les études sur la dégénerescence du système locomoteur ont permis de trouver des facteurs de prédiction des chutes (Maki & al., 1996; Maki, 1997; Anacker & Di Fabio, 1992). Les facteurs déterminants ressortis dans ces études ont permis de départager les populations à risque de celles qui le sont moins en se basant sur les dégradations sensori-motrices. Les résultats de l’études de Maki & al., (1996) ont montré que les conséquences de la dégradation du système sensoriel est souvent exprimé par l’exécution de plusieurs pas de stabilisation suite à une perturbation posturale. Cette caractéristique pourrait être un facteur prédictif du risque de chute chez les aînés. L’exécution du pas ou des pas de rattrapage pour la stabilisation pourrait s’effectuer dans un plan autre qu’antéro-postérieur (McIlroy & Maki, 1996).

La locomotion étant marquée par des transitions posturales, les études sur la marche permettent également d’illustrer que les problèmes posturaux sont relatifs à l’âge et/ou à la maladie. Avec la dégénérescence, l’attention est plus sollicitée, les temps de réaction sont plus lents, ce qui affecte l’équilibre postural et la marche.

L’efficacité des mécanismes de détection et de stabilisation suite à une perturbation est diminuée avec l’âge. L’adaptation aux perturbations s’effectue de moins en moins et la coordination des synergies motrices s’exprime peu (Stelmach & al., 1989). Le contrôle postural dépend de l’évaluation et de l’intégration des informations proprioceptives, visuelles et vestibulaires. Ainsi, avec l’âge, l’équilibre postural est altéré dû à une mauvaise intégration sensorielle. Cette explication concorde avec les résultats présentés par Teasdale & al., (1992). En effet dans cette étude, les sujets âgés se réajustent moins bien après une modification des informations visuelles par des transitions des situations de non-vision à vision. D’autre part, la position du centre de pression par rapport à la base de support affecte le temps de réaction et l’équilibre postural chez les aînés (Lajoie & al., 1992). Plus les informations sensorielles diminuent, plus le maintien postural demande une grande capacité « attentionnelle » (Lajoie & al., 1996).

L’analyse de la marche permet également de mettre en valeur un certain recours à un traitement cognitif(Lajoie & al., 1992). Comparativement aux jeunes adultes, les aînés exécutent leurs premiers pas de marche avec une base et un temps de support plus variable (Gabell & Nayak, 1984). Plus récemment, Polcyn & al., (1998) ont montré que la fréquence d’expression du programme moteur de l’amorce de la marche i.e. l’activation du muscle tibial antérieur et l’inhibition du muscle soléaire etait moins souvent observée chez les aînés comparativement aux jeunes adultes. De plus, le moment de force requis pour déplacer le centre de pression est moins important que chez les jeunes adultes. Cette différence est due au fait que chez les aînés le centre de masse est projeté moins loin en dehors de la base de sustentasion que les jeunes adultes à cause de l’activation élevée des muscles tibial antérieur et jumeaux. Ces résultats suggèrent que quelque soit l’âge, le système nerveux central utilise les mêmes mécanismes pour réguler la locomotion et seules les modalités d’expression diffèrent sûrement dû à une déficience de l’appareil musculo-squelettique.

Les différents stades de la maladie d’Alzheimer modifient le patron de marche au niveau de la vitesse, de la longueur des pas et de leur variabilité (Nakamura & al., 1996). Les aînés atteints de Parkinson présentent également une instabilité posturale qui affecte leur patron de marche (Halliday & al., 1998), leur centre de pression est placé en avant de leurs chevilles et le déplacement à l’amorce s'effectue latéralement et dans le sens de la progression. Ces déplacements du centre de pression conduisent à une phase d’amorce de la marche plus longue, marquée par un transfert de poids moins important sur les jambes de balancement et de support. D’autre part, les facteurs spatio-temporels i.e. la longueur du premier pas et le temps de la phase préparatoire restent inférieurs à ceux des aînés sains. La modification des paramètres biomécaniques de la marche due à une degénérescence nerveuse montre que l’instabilité posturale découle d’une mauvaise analyse des informations proprioceptives (Courtemanche & al., 1996). Les aînés atteints d’idiopathie (maladie neuromusculaire) présentent un patron de locomotion caractérisé par une succession de petits pas due à l’augmentation des forces verticales lors de la phase de balancement. Ces perturbations seraient provoquées par un manque de synergie musculaire (Patchay, Gahery, & Serratrice, 1997). Ainsi le manque de coordination dans les synergies musculaires appuierait l’hypothèse d’un problème cognitif puisque le programme moteur relève des centres nerveux supérieurs. Les synergies d’activation motrice marquant le principe de patron moteur ne s’expriment pas à chaque amorce de mouvement chez les aînés (Crenna & Frigo, 1991; Polcyn & al., 1998). Cette constatation devrait être explorée plus amplement afin de donner une autre approche pour expliquer les différences spatio-temporelles dans la locomotion des aînés comparativement aux jeunes adultes.

Les aînés présentent une réduction de l’absorption de l’énergie mécanique au niveau du genou et une faible amplitude d’activation du quadriceps (Winter, 1991). Lorsque l’amorce de la marche est analysée séparément de la marche à vitesse constante (à partir du troisième pas), il est observé que l’exécution du premier pas nécessite un coût mécanique plus élevé que lors du passage d’un cycle à un autre (Miller & Verstraete, 1999). Les déplacements du centre de pression et du centre de masse présentent une poursuite qui apparaît invariable dans le temps. Avec le vieillissement, le recul du centre de pression n’est pas assez important pour projeter le centre de gravité en avant et amorcer la marche. Les analyses biomécaniques révèlent que le moment de force développé à la cheville serait insuffisant pour accomplir ce transfert, la stratégie utilisée à ce moment serait la flexion du segment tronc-tête et bras pour projeter le centre de masse en avant de la base de support (Polcyn & al., 1998).

Cette section résume les différences provoquées par le vieillissement et/ou la pathologie au niveau de l’amorce de la marche. Ces changements sont basés pour la plupart sur la supposition de l’existence d’un programme moteur exclusif à la locomotion.

La description biomécanique de l’amorce de la marche a permis de comprendre la dynamique du système locomoteur. Cependant les fondements sous-jacents à cette mécanique restent à compléter par des modèles basés sur des concepts neurophysiologiques et mécaniques.

L’un des modèles permettant d’expliquer l’amorce de la marche a été proposé par Brenière et collaborateurs (1982; 1987; 1991; 1996). Ce modèle est basé sur l’invariance des paramètres spatio-temporels et biomécaniques observés pour établir l’idée d’un programme moteur qui gère la locomotion.

Dans une de leurs études paru en 1982 (Do & al., 1982), la description de l’amorce de la marche est présentée à l’aide d’une analyse biomécanique. La première phase allant de la préparation (inclinaison avant du tronc) au début du soulèvement du talon. La seconde phase étant caractérisée par l’exécution de la marche ; la phase de balancement et de support (de la jambe d’amorce). Les résultats de cette étude amènent les auteurs à supporter l’hypothèse de phénomènes invariants quant à l’amorce de la marche suite à une chute du tronc vers l’avant (environ 15°). En effet, le temps mis pour la réalisation de la première phase reste indépendant de l’inclinaison initiale chez les jeunes adultes. Cette invariance est due au fait que le délai mécanique et la chute du tronc vers l’avant sont provoqués par l’activation des synergies musculaires. D’autre part, il en ressort une relation linéaire entre l’inclinaison initiale et la vitesse de soulèvement du talon, ainsi qu’entre l’inclinaison et la longueur du premier pas. Les variables de la seconde phase dite d’exécution sont des variables dépendantes et sont ajustées en fonction de la phase préparatoire. La description des paramètres de l’amorce de la marche montre une structure d’un modèle rigide qui se traduit par des facteurs constants dans le temps, ce qui suppose l’idée d’un programme moteur d’après les auteurs.

Dans cette étude, afin de valider l’hypothèse d’invariance à l’amorce de la marche, des jeunes adultes amorçaient la marche sous différentes vitesses (lente, normale, rapide). Les résultats de cette étude révèlent que la vitesse atteinte pendant la marche ne dépend pas de la vitesse du premier pas mais plutôt de la position du centre de masse du sujet (Breniere & al., 1987). En effet, les ajustements entre le centre de masse et le centre de pression déterminent la projection du centre de masse en dehors de la base de support. D’autre part en supposant que le corps est similaire à un pendule inverse (Winter, 1991), et en imposant une longueur fixe pour le premier pas de la marche, Brenière & Do (1991) ont suggéré les points suivants : (a) La fréquence d’exécution du premier pas est indépendante de la longueur de ce dernier, (b) la longueur du premier pas et la vitesse de déplacement du centre de masse dépendent de la vitesse de la marche et (c) la durée de la phase préparatoire mesurée à partir des déplacements du centre de pression est indépendante de la longueur du premier pas. On peut ainsi déduire que l’amorce de la marche est programmée pour ajuster la projection du centre de pression et du centre de masse à la vitesse de la marche.

Pour valider l’hypothèse selon laquelle la marche relève d’un programme moteur fixe préétabli, des études sur l’amorce de la marche sous différentes conditions sont faites: (a) Lorsque la marche est amorcée après une course sur tapis roulant (Lepers & al., 1999), les résultats indiquent que les temps d’exécution de la première phase, de la seconde phase, et la durée de la phase préparatoire restent inchangés indépendamment de la vitesse de la marche qu’elle précède ou fasse suite à la course. Les facteurs dépendants de ces conditions sont la longueur du premier pas et la durée de la phase de double support. Cette étude amène les auteurs à dire que l’invariance des paramètres spatio-temporels exprime la rigidité du programme moteur, et que les changements posturaux et les variations de longueur du premier pas ne représentent qu’une réorganisation du programme moteur. (b) Lorsque la marche est amorcée avec une base de support réduite sous trois vitesses différentes (normale, rapide et lente), il est observé que la phase d’anticipation est plus longue afin de permettre aux sujets d’atteindre une vitesse de mouvement préparatoire (ajustement posturaux anticipés) nécessaire à l’exécution du premier pas (Couillandre & al., 2000). Ces résultats, d’après les auteurs, confirment encore l’existence d’un patron moteur préétabli qui s’ajuste aux conditions posturales initiales (base de support réduite) pour réaliser l’amorce de la marche.

Suite aux résultats présentés ci-dessus, l’existence d’un programme moteur et de ses invariants est-elle établie? L’invariance de l’amorce de la marche vient de l’interdépendance entre les paramètres biomécaniques (position du centre de pression et du centre de masse) et les paramètres spatio-temporels (longueur du pas, temps d’initialisation, temps d’exécution, vitesse d’exécution). D’autre part, l’existence d’un programme moteur est soutenue par des études comme celle de Crenna et Frigo (1991) qui montrent que le patron d’activation musculaire présente des synergies motrices identiques dans le cas d’amorce de plusieurs tâches (marche, levée d’une chaise, se pencher…). Ces synergies motrices supportent l’existence d’un programme moteur venant plutôt de la structure inférieure c’est à dire spinale (CPG).

Cependant, Maki & al., (1996) ont observé que la réduction du temps de la première phase et de la longueur du premier pas après déstabilisation étaient provoquée par une perturbation latérale. Ceci laisse supposer que l’un des facteurs temporels décrit par Brenière et collaborateur pourrait varier. Par la suite, la longueur du premier pas est imposée ou non sous différentes vitesses d’amorce et une inclinaison de départ (Do & al., 1999). Les résultats ont montré que la latence d’exécution d’un pas suite à une déstabilisation proche d’une situation réelle (inclinaison de 35-40°) est indépendante de la programmation du pas (sa longueur), et que les paramètres spatio-temporels (vitesse du centre de masse et d’exécution du pas) ne permettent pas d’expliquer les variations de la longueur du premier pas. Un nouveau paramètre, la durée de la phase pendulaire semblerait être un facteur explicatif de ces variations. Les résultats de cette étude montrent que le modèle de Brenière & collaborateurs (1982; 1987; 1991; 1996) permet d’expliquer l’amorce de la marche lors des conditions normales et montre ses limites lors des conditions inhabituelles c’est à dire lors des situations où le programme moteur n’est pas suffisamment élaboré pour éviter la chute. D’autre part, l’une des limites de ce modèle serait l’exclusivité de l’approche biomécanique, il serait important d’y inclure des paramètres physiologiques et cinématiques autres que ceux proposés dans le modèle.

Lorsqu’on sait que la plupart des chutes surviennent pendant l’amorce de la marche et au moment des transitions posturales, le modèle biomécanique reste insuffisant pour expliquer et prévoir ces phénomènes car il ne s’applique que lors de situations où l’équilibre postural est contrôlé et ne risque pas de provoquer une chute. Le nombre de chuteurs croit sans cesse, entre autre en raison de l’augmentation de l’espérance de vie (Arcand-Hebert, 1997). Il paraît impératif de trouver un modèle qui pourrait expliquer le phénomène des chutes chez les aînés non pathologiques. Pour cela, la solution reste peut être la combinaison du modèle biomécanique et des facteurs neuro-physiologiques propres aux populations de chuteurs, surtout des aînés en perte d’autonomie fonctionnelle. Il faut noter que les chutes surviennent de façon irrégulière et spontanée, d’où la difficulté de cerner les facteurs impliqués. Ceci ressemble à une approche multi-factorielle comme celle appliquée par les gériatres pour combattre les phénomènes de chute dans les centres de gérontologie.

La figure 2 permet de résumer et de visualiser les paramètres dit invariants du modèle de Brenière et collaborateurs et permet également de voir l’interdépendance de ces facteurs. Dans ce modèle, les paramètres qui sont ajustés suite à la programmation influencent les variables dépendantes, sans que la relation entre ces 2 paramètres ne soit claire. En ce sens, le modèle apparaît incomplet. D’autre part, les chutes ne peuvent être expliquées par ce modèle et les facteurs comme la variabilité observée chez l'aîné restent inexpliqués. La nécessité de trouver des variables autres que celles observées par Brenière et collaborateurs (1982; 1987; 1991; 1996) s’avère nécessaire pour comprendre le phénomène de chute et améliorer le modèle. Cette dernière thématique est l’un des objectifs de recherche de ce travail.

Plusieurs approches permettent de mettre en valeur les caractéristiques des aînés. Les cliniciens utilisent une série de tests, les plus courants étant le ‘’Get Up and Go’’ (Mathias & al., 1986), ‘’le Fonctionnal Reach’’ (Duncan & al., 1990), le Tinetti (Tinetti, 1986; Tinetti & Ginter, 1988) et enfin l’echelle d’équilibre de de Berg (Berg & al., 1992). A ces tests, existent des variantes fréquemment utilisées. Les tests cliniques couramment utilisés doivent présenter une marge de sécurité pour le patient car il est demandé au sujet d’accomplir des tâches qui les déstabilisent. Ces tests évaluent le contrôle postural et la réalisation des tâches quotidiennes et renseignent le clinicien sur le niveau de performance et d’autonomie du patient comparé à une population critère. Ces tests permettent d’estimer l’habileté à garder une posture stable, les stratégies d’approches utilisées, et de faire ressortir les difficultés motrices. Les résultats de ces tests servent à cibler les programmes de rééducation, s’il y a lieu, ou tout simplement d’informer sur les détériorations et les améliorations du système musculo-squelettique (adapter l’environnement du patient à ses contraintes physiologiques).

Le « Get Up And Go » est un outil permettant de détecter les problèmes d’équilibre chez les personnes âgées. Comme son nom l’indique, ce test consiste à se lever d’une chaise, marcher sur trois mètres, faire un tour et revenir à la ligne de départ. La performance, i.e., la vitesse d’exécution est notée selon une échelle de 1 à 5 ; 1 étant normal et 5 étant très anormal. Un score supérieur à 3 marque un risque de chute. Une variante de ce test est de l’effectuer en chronométrant la performance. Lorsqu’il est effectué en 30 sec ou plus, le sujet est catégorisé comme présentant un manque d’autonomie. Le « Fonctional Reach » est un autre test d’équilibre, simple, qui ne nécessite qu’une règle graduée. Ce test permet de mesurer cliniquement les limites de la stabilité.Le « Tinetti » permet de mettre en évidence les problèmes d’équilibre, de mobilité et de mettre en évidence la probabilité des chutes. Il est séparé en deux catégories. Les tests d’équilibre et les tests de marche qui sont chacun subdivisés en plusieurs tâches. Les scores varient de 0 à 20. Le « Functional Balance Scale » ou échelle d’équilibre de Berg utilise 14 items différents avec des scores variants de 0 à 4. Il est plus long et plus complet que les tests précédant. il est également souvent utilisé dans la littérature.

Les tests cliniques décrits ci-dessus ont l’avantage d’être simples et rapides, en plus de présenter un diagnostic déjà établi grâce à une taxonomie faite par les auteurs respectifs. Ils sont fiables d’un point de vue clinique et ne nécessitent qu’une certaine pratique de l’examinateur. Cependant, ces différents tests cliniques ne permettent pas d’évaluer le patient dans un environnement changeant, ni de déterminer et de quantifier la qualité des mouvements utilisés, et enfin ne renseignent pas sur les structures responsables de la détérioration de la performance motrice. Les limites des tests cliniques poussent les chercheurs à se diriger vers d’autres approches. C’est pourquoi les tests expérimentaux et l’analyse biomécanique permettant d’approfondir l’analyse globale. L'approche biomécanique et neurophsychologique proposent des modèles permettant de mieux cibler la détérioration des systèmes de contrôle. L’approche biomécanique paraît plus complète pour décrire de façon quantitative et qualitative la performance posturale ou locomotrice, grâce à l’utilisation des outils cinématiques, cinétiques (plate forme de force), et l’utilisation de l’électromyographie. Les calculs des différents paramètres spatio-temporels et l’utilisation de modèles (i.e. déplacement segmentaire, dynamique inverse Winter (1991)); invariant de l’amorce de la marche par Brenière, Do & al., (1982; 1987; 1991; 1996; 1999; 2000); modèle du pas de rattrapagepar Maki, McIlroy & al. , (1996; 1999; 2000) permettent de fournir de plus amples renseignements sur les caractéristiques du vieillissement. Les approches décrites ci-dessus ont la particularité de tenir compte des propriétés intrinsèques du système mais aussi de leurs interactions avec l’environnement.

Plusieurs auteurs (Berg & al., 1992; Sherrington & al., 1997; Lord & al., 1999) ont combiné les tests cliniques à l’analyse biomécanique et /ou physiologiques afin de cibler les variables responsable des chutes. Les études de Lord & collaborateurs (1994; 1996a; 1996b; 1999), de Clark & al.,(1993) et de Sherrington & al.,(1997) ont utilisé la combinaison des tests cliniques, des évaluations physiologiques et des test biomécaniques pour cibler les variables qui sont corrélées à la chute ou au risque de chute. Lord & al., (1999) ont utilisé une variante du test de la position en tandem combinée à une mesure de proprioception, de la force et du temps de réaction dans une cohorte d’aînés. Les résultats obtenus montrent qu’avec l’âge, 1) la stabilité latérale diminue, 2) la tendance à effectuer un pas de stabilisation augmente chez les chuteurs, 3) la proprioception, l’acuité visuelle, le temps de réaction et la force du quadriceps sont les variables les plus explicatives du manque de stabilité latérale.

La coordination évaluée par le touché du nez ainsi que la marche et l’équilibre postural évalués par le test de Romberg ont été mesurés chez des chuteurs (Lord & Ward, 1994). Dans cette étude, les tests cliniques permettent de distinguer à 80% les patients chuteurs des non chuteurs. Lorsque la marche est évaluée de façon biomécanique, et que les systèmes sensoriels sont évalués, les résultats permettent de montrer l’interdépendance de ces deux facteurs. Par exemple, les personnes agées ayant chutées plus qu’une fois ont une cadence variable, un temps de réaction et un temps de double support plus élevé (Lord & al., 1996a). De plus les variables sensorimotrices telles que la vision, la proprioception, le vestibulaire, la force et le temps de réaction sont des paramètres d’évaluation de la marche et sont associés à la chute chez les parsonnes âgées (Lord & al., 1996a).

Dans cette étude de Lord & al., (1996a), l’effet de l’exercice a également été combiné à des évaluations biomécaniques afin de vérifier si les risques de chutes étaient diminués. Chez les femmes âgées de 60 à 85 ans, un programme d’exercices physiques leur est soumis. Les résultats illustrent que la pratique d’exercice physique diminue l’instabilité posturale, améliore le contrôle neuro-musculaire et la force des membres inférieurs et enfin diminue la fréquence des chutes (Lord & al., 1995). Le même protocole expérimental est repris pour mesurer l’effet de l’exercice sur la stabilité dynamique des aînés. Les résultats obtenus révèlent que les aînés pratiquant l’exercice physique améliorent leur stabilité et leur coordination contrairement au groupe contrôle qui n’avait pas de programme d’acitivité physique (Lord & al., 1996b). Chez des sujets ayant subi une arthroplastie de la hanche, la pratique de l’exercice améliore la force de la jambe, le transfert de masse corporelle et augmente leur vitesse de marche tout en réduisant le risque de chute (Sherrington & Lord, 1997).

La combinaison des tests cliniques et des évaluations biomécaniques permet d’évaluer la stabilité posturale, la locomotion et de cibler les déterminants du risque de chutes chez les aînés. La combinaison des tests cliniques et biomécaniques se complète. Les modalités sensorielles sont évaluées dans un cadre défini du mouvement et non en globalité. Les modèles de prédiction devraient être plus précis et devraient permettre l’élaboration de programmes de réhabilitation plus spécifiques.

Le chapitre suivant résume l’approche abordée dans ce travail de recherche. Il décrit les techniques utilisées et combinées afin de cibler des paramètres qui pourraient être des déterminants du risque de chute associés à l’amorce de la marche chez les aînés.

© Ginette Mbourou Azizah, 2002