Orthèses : impact sur l’équilibre et la marche

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PLAN DU CHAPITRE Effets des orthèses du membre inférieur Effets du Kinesio Taping® Effets des orthèses du tronc Conclusion

Focus

• Objectifs pédagogiques : comprendre les mécanismes directs et croisés de l’orthèse.

• Objectifs professionnels : orienter le choix de l’orthèse.

• Evidence based: effets cliniques, cinésiologique, biomécanique, électromyogramme.

La prescription d’un appareillage, quel que soit son type (orthèse, contention, strapping …), doit tenir compte de plusieurs critères ( encadré 14.1 ).

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L’orthèse interagit avec : ● la stabilité passive (capsulo-ligamentaire) : préservée ou altérée (par exemple, rupture du ligament croisé antérieur); ● la stabilité active (activité électromyographique en délai et en amplitude, facteurs nerveux, force, trophicité…); ● l’analyse cinésiologique de l’articulation à contraindre (par exemple, rotation tibiale automatique associée à la flexion du genou, micromobilité articulaire spécifique, translation articulaire…); ● la proprioception.

Effets des orthèses du membre inférieur

Orthèses du genou

Les effets de l’orthèse de genou de type Zimmer en pratique clinique, en période post-plastie du ligament croisé antérieur (LCA), sont présentés à la figure 14.1.

Fig. 14.1 Orthèse postopératoire de type Zimmer.

Les effets des orthèses de genou de type moulage, thermoplastique, système polycentrique, secteur articulé réglable, en période post-plastie du LCA, sont présentés à la figure 14.2.

Fig. 14.2 Effets de l’orthèse de genou post-plastie ligament croisé antérieur (LCA) en rééducation. Source : Thoumie, P., Sautreuil, P., & Mevellec, E. (2001). Orthèses de genou. Première partie : Évaluation des propriétés physiologiques à partir d’une revue de la littérature. Annales de Réadaptation et de Médecine Physique, 44(9), 567-58. Les orthèses de genou ont des effets soit prophylactiques ( fig. 14.3 ), soit biomécaniques ( fig. 14.4 ), soit fonctionnels et électrophysiologiques ( fig. 14.5 ). Ils ont fait l’objet d’une revue de la littérature par Thoumie, Sautreuil, et Mevellec (2001) ainsi que Genty et Jardin (2004).

Les orthèses de genou ont des effets soit prophylactiques (fig. 14.3), soit biomécaniques (fig. 14.4), soit fonctionnels et électrophysiologiques (fig. 14.5). Ils ont fait l’objet d’une revue de la littérature par Thoumie, Sautreuil, et Mevellec (2001) ainsi que Genty et Jardin (2004) .

Fig. 14.3 Effets prophylactiques de l’orthèse de genou.

Fig. 14.4 Effets biomécaniques de l’orthèse de genou. TTA : tubérosité tibiale antérieure.

Fig. 14.5 Effets fonctionnels et électromyographiques de l’orthèse de genou. EMG : électromyogramme ; LCA : ligament croisé antérieur.

Le saviez-vous?

• L’orthèse de genou présenterait des bénéfices dans le syndrome fémoro-patellaire uniquement si celui-ci est associé à une instabilité patellaire mineure à l’examen clinique.

• En revanche, aucun effet de l’orthèse n’est relevé si ce syndrome est caractérisé par une instabilité patellaire majeure ou une absence d’instabilité à l’examen clinique (Thoumie et al., 2001).

• Chez le sujet sain, on observe, lors du port d’orthèse de genou, une restriction de la mobilité des ceintures pelvienne et scapulaire (Maïer, Gouelle, Boyer et Taïar, 2007).

Orthèse et contentions de cheville

Effet cinésiologiques

Les effets généraux des orthèses et moyens de contentions de cheville (Thoumie, Sautreuil et Faucher, 2004) sont présentés dans le tableau 14.1.

Tableau 14.1 Principaux effets des orthèses et contentions de cheville

Effets cliniques

Les effets cliniques des orthèses de cheville sur l’œdème, la force et la performance motrice sont présentés dans l’encadré 14.2.

Effets sur l’équilibre postural

Les effets de l’orthèse de cheville sur l’équilibre postural statique et dynamique sont présentés dans le tableau 14.2.

Tableau 14.2 Orthèse de cheville et équilibre postural

Effets sur l’initiation de la marche

Port d’une orthèse de cheville

La prescription d’orthèse de cheville ne cesse d’augmenter. Elle est prescrite notamment dans le cadre de pathologies traumatiques comme l’entorse (ANAES 2000, Thoumie et al., 2004) ou neurologiques telle l’hémiplégie (Leung et Moseley, 2003). L’orthèse cherche à limiter les phénomènes douloureux (Thoumie et al., 2004) et pallie le déficit moteur, comme celui des releveurs du pied, notamment du tibial antérieur, responsable de l’instauration d’une boiterie de steppage, source de chute. Le contrôle de l’équilibre postural statique est amélioré (Ramstrand et Ramstrand, 2010) avec une diminution des mouvements médio-latéraux du centre de pression (CP) et un meilleur recul de ce dernier (Rougier, Brugière, Gallois-Montbrun, Genthon et Bouvat, 2008). Au cours de tâches motrices plus dynamiques, comme l’initiation de la marche (IM), Najafi, Miller, Jarrett, et Wrobel (2010) ont montré que le port d’orthèse « souple », intégrée dans la chaussure, favorisait l’augmentation de la vitesse de marche et la diminution de la durée globale de l’IM. Ces auteurs n’ont observé aucun changement concernant les déplacements du centre de gravité (CG) selon l’axe antéropostérieur lors de la marche avec orthèse versus contrôle. En revanche, les déplacements médio-latéraux étaient diminués, conférant ainsi une meilleure stabilité posturale au sujet (Najafi et al., 2010). La vitesse de marche stationnaire était atteinte pour un nombre de pas plus faible lors du port de l’orthèse comparativement à l’exécution d’une tâche d’IM pieds nus (Najafi et al., 2010). Delafontaine, Gagey, Colnaghi, Do, et Honeine (2017) n’ont pas retrouvé les mêmes résultats lors du port d’orthèse rigide sur les axes antéro-postérieur et médio-latéral (fig. 14.6).

Fig. 14.6 Effets immédiats du port d’orthèse « rigide » de cheville sur l’initiation de la marche (Delafontaine et al., 2017). AP : antéro-postérieur ; CP : centre de pression ; CG : centre de gravité ; EMG : électromyogramme ; ML : médio-latéral.

La diminution de l’activité électromyographique des muscles tibiaux antérieurs et soléaires altère le processus d’initiation de la marche sur ces deux axes (fig. 14.6).

D’un point de vue mécanique

Cette diminution pourrait résulter d’une diminution de la composante active de la flexion plantaire de cheville causée par le port d’orthèse et de strapping (Thoumie et al., 2004). La limitation de la flexion plantaire pourrait perturber les informations généralement transmises lors de la phase d’exécution par le muscle soléaire au système nerveux central (SNC). En effet, certains fuseaux neuromusculaires de moyens et gros diamètres envoient des informations proprioceptives qui contribuent à l’activité électromyographique du soléaire (Mazzaro et al., 2005). Par ailleurs, la vitesse d’exécution du mouvement de flexion plantaire pourrait également être diminuée (Anderson, Sanderson et Hennig, 1995). Or, pour Sinkjaer, Andersen, Ladouceur, Christensen, et Nielsen (2000), l’activité électromyographique du soléaire pourrait être modulée par les afférences proprioceptives de cheville et notamment par l’intermédiaire des fibres musculaires rapides de type II. La diminution du recrutement des fibres de type II, liée à la perte de vitesse du mouvement de flexion plantaire, perturberait ainsi les informations musculo-squelettiques intégrées par le SNC (Massion, 1992).

D’un point de vue cinésiologique L’orthèse pourrait perturber la rotation tibio-talienne (Vaes et al., 1998) au moment de la phase de simple appui, lorsque le genou effectue sa flexion, modifiant ainsi plus globalement l’alignement vertical du corps observé lors du déroulement du pied sur le sol. La modification du phénomène rotatoire au niveau du segment jambier pourrait perturber l’activité électromyographique du soléaire (Schwartz et Lakin, 2003).

D’un point de vue sensitivo-moteur Le strapping et l’orthèse pourraient modifier les informations provenant des récepteurs de la voûte plantaire (fig. 14.7) et des muscles intrinsèques du pied (Do, Bussel et Brenière, 1990). Cela perturberait alors la corrélation avec l’activité électromyographique du soléaire (Do et al., 1990).

Fig. 14.7 Ensemble des différents récepteurs à adaptation lente (SAI et SAII) et adaptation rapide (FAI et FAII) propres à la voûte plantaire (d’après Kennedy et Inglis, 2002). SAI : récepteurs de type I à adaptation lente ; SAII : récepteurs de type II à adaptation lente ; FAI : récepteurs de type I à adaptation rapide ; FAII : récepteurs de type II à adaptation rapide.

Port du strapping de cheville Delafontaine, Honeine, Do, Gagey, et Chong (2015) ont montré que le port de strapping (surtout pour l’IM départ pied d’appui strappé ; fig. 14.8) diminuait la vitesse antéropostérieure du CG à la fin du premier pas. La stratégie alors utilisée par le SNC pour pallier cette déficience consistait à augmenter la durée des ajustements posturaux anticipateurs (APA). Cependant, cela était insuffisant pour retrouver une vitesse antéro-postérieure comparable à une marche sans strapping.

Fig. 14.8 Initiation à la marche sur plateforme de force avec strapping de cheville.

Implications cliniques

• Au vu des données électromyographiques publiées, il est important de penser à sevrer l’orthèse le plus rapidement possible, tout en tenant compte de l’évaluation neuromotrice.

• Si l’orthèse doit être portée sur une longue période, il semble pertinent d’effectuer, dès que possible en parallèle, une rééducation motrice et proprioceptive adaptée.

Le saviez-vous?

• L’application d’un 

  strapping

  sans « sous-bande » (par exemple, élastomousse) permet d’améliorer le contrôle de l’équilibre médio-latéral contrairement à celui avec « sous-bande ».

• Le port de strapping perd mécaniquement son efficacité au-delà de 45 minutes contrairement aux orthèses « rigides ». Cependant, son efficacité sur l’immobilisation articulaire semble équivalente à ces dernières (Thoumie et al., 2004).

Implications cliniques

Toute raideur/hypomobilité articulaire du complexe cheville/pied doit être prise en charge, car elle risque d’augmenter la durée APA, augmentant ainsi le risque de chute, notamment chez des sujets à risque comme le sujet âgé ou le patient parkinsonien (voir chapitre 6).

Orthèse de décharge

Principe d’une orthèse de décharge

Les orthèses de décharge sont généralement utilisées dans le cas d’une gonarthrose unicompartimentale pour soulager la douleur, maintenir un niveau d’activité physique et permettre, dans le cas de jeunes patients, de retarder l’intervention chirurgicale (Giori, 2004). Elles peuvent aussi avoir vocation à décharger l’articulation après une intervention chirurgicale (Thorning, Thorlund, Roos, Wrigley et Hall, 2016). Un algorithme d’aide à la prescription des orthèses de décharge a récemment été proposé (Beaudreuil et al., 2016). Dans le cas de la gonarthrose fémoro-tibiale médiale, ces orthèses exercent une action valgisante sur l’articulation du genou. Elles peuvent être réalisées sur mesure ou en série, ces dernières étant moins efficaces (Draganich et al., 2006) ; de nombreux modèles sont actuellement sur le marché. La figure 14.9 présente les principales orthèses évaluées dans la littérature scientifique.

Fig. 14.9 Exemples d’orthèses de décharge ayant fait l’objet d’une évaluation scientifique. De gauche à droite : OA Adjuster® (Donjoy), MOS Genu® (Bauerfeind), Genu Arthro® (Ottobock), GII unloader® (Ossür).

De manière générale, ces modèles sont composés d’au moins une charnière rigide, de sangles pour ajuster le serrage, et d’un pad permettant un appui controlatéral au compartiment atteint. Si ce dernier fait défaut, l’orthèse possède un moyen de réglage en valgus plus ou moins prononcé, généralement compris entre 0 et 8° pour les orthèses les plus contraignantes. Le principe mécanique caractérisé par « trois points de pression » (deux côtés malades et un côté sain) vise à répartir les charges exercées sur les surfaces articulaires fémoro-tibiales de manière plus appropriée (Segal, 2012). Le serrage des sangles (solidaires d’une charnière rigide) permet un appui du pad (rigide ou gonflable) plus ou moins important sur le côté sain de l’articulation. La contrainte appliquée a pour objectif théorique le réalignement du tibia avec le fémur, diminuant alors les charges compressives dans le compartiment fémoro-tibial où siège l’arthrose.

Bienfaits d’une orthèse de décharge

La surcharge qui s’exerce au niveau des surfaces articulaires du compartiment médial au cours de la marche peut être diminuée par le port d’une orthèse de décharge, d’où sa dénomination. Portée par les patients, ce type d’orthèse permet de moduler les charges excessives au niveau des surfaces articulaires du compartiment atteint. De cette manière, l’appareillage pourrait avoir un retentissement sur la progression de la maladie, même si à ce jour, aucune étude n’a permis de quantifier objectivement un éventuel ralentissement de la destruction de la matrice cartilagineuse. En fait, les bénéfices liés au port d’une orthèse de décharge reposent sur des questionnaires d’évaluation subjectifs et, plus objectivement, sur les variables biomécaniques de la marche présentées ci-après (fig. 14.10).

Fig. 14.10 Effets d’une orthèse de décharge.

Le saviez-vous ?

• 1 N.m de contrainte appliquée en valgus par une orthèse de décharge réduit d’environ 1 % les pressions fémoro-tibiales du compartiment médial.

• 1 N.m de contrainte appliquée en valgus par une orthèse de décharge réduit d’environ 3 % le moment extérieur d’adduction du genou (Shelbourne et al., 2008).

Une compliance à améliorer

Pour résumer, les orthèses de décharge permettent de redistribuer les pressions fémoro-tibiales tout en diminuant l’implication des structures articulaires dans la lutte contre le varus extérieur subi au cours de la phase d’appui de la marche. Malgré ces bienfaits qui permettent de soulager l’articulation, ce type d’appareillage présente tout de même des effets indésirables, ce qui nuit à sa prescription (Beaudreuil et al., 2016 ; Giori, 2004 ; Rannou, 2013 ; Van Raaij, Reijman, Brouwer, Bierma-Zeinstra et Verhaar, 2010). Le point négatif des orthèses de décharge est bel et bien leur tolérance par les patients. Bien entendu, l’importance de la décharge fémoro-tibiale dépend du réglage de l’orthèse et donc de la tolérance du patient à l’action mécanique anti-varisante (Kutzner et al., 2011). Généralement, les études s’accordent à dire qu’un réglage de l’orthèse en valgus de 8° fournit un moment d’abduction entre 10 et 15 N.m (Della Croce et al., 2013 ; Fantini Pagani, Potthast et Brüggemann, 2010 ; Pollo, Otis, Backus, Warren et Wickiewicz, 2002 ; Shelburne, Torry, Steadman et Pandy, 2008). Malheureusement, peu nombreux sont les patients capables de supporter une telle contrainte mécanique. Le moment valgisant constant des orthèses à trois points de pression est mal toléré (voir fig. 14.9). Il favorise les effets indésirables (irritations de la peau, gonflements), et dans une large proportion provoque l’inconfort. C’est cet inconfort qui conduit rapidement à l’abandon de l’appareillage, au détriment de l’alliance thérapeutique (Hunter, 2015 ; Squyer, Stamper, Hamilton, Sabin et Leopold, 2013 ; Van Raaij et al., 2010). Le plus gros taux d’abandon se situerait dans les six premiers mois après la prescription. Aussi, dans la pratique quotidienne, il apparaît que ce type d’orthèse est mieux toléré par de jeunes patients, anciens sportifs de bon niveau capables de recevoir une contrainte importante et pour qui une intervention chirurgicale (pose d’une prothèse) apparaît précoce (Rannou, 2013).

Vers un appareillage dynamique

Il semble évident que les orthèses de décharge doivent gagner en confort pour renverser leur réputation et répondre au challenge d’une meilleure alliance thérapeutique (Hunter, 2015). L’action mécanique constante des orthèses de décharge à trois points de pression est un véritable frein à la garantie de ce confort. Les orthèses classiques fournissent un moment valgisant sur l’intégralité du cycle de marche pour répondre à la contrainte extérieure en varus subie uniquement au cours de la phase d’appui de la marche. Observons avec attention la courbe de la figure 14.11 décrivant le moment extérieur d’adduction du genou au cours d’un cycle de marche. Cette courbe nous montre la décharge du compartiment fémoro-tibial médial au cours de la phase oscillante de la marche et, par suite, de la nécessité pour lutter contre la contrainte extérieure varisante, d’une suppléance des structures articulaires lors de la seule phase d’appui. Ainsi, les orthèses de décharge devraient pouvoir moduler l’action mécanique (le moment valgisant) à l’intérieur d’un cycle de marche, c’est-à-dire que l’action mécanique de l’appareillage doit être exercée uniquement lors de la phase d’appui.

Fig. 14.11 Représentation du moment extérieur d’adduction du genou au cours d’un cycle de marche. Abductor : abduction ; frontal : frontal. Source : Winter, D.A. (1990). Biomechanics and motor control of human movement. John Wiley & Sons.

Récemment, une étude s’est penchée sur l’activité variable d’une orthèse de décharge au cours d’un cycle de marche, alternant une phase valgisante nécessaire pour contrecarrer le moment extérieur d’adduction et une phase neutre durant l’oscillation (Rougier et Cusin, 2016). Cette étude révèle qu’une orthèse de décharge dynamique diminue les pressions fémoro-tibiales du compartiment médial dans les mêmes proportions que les orthèses classiques (à action mécanique continue) les plus contraignantes (8° de valgus). Pour autant, l’action mécanique moyenne exercée sur l’intégralité du cycle de marche est équivalente à celle des orthèses de décharge classiques dont le réglage en valgus est neutre. Ainsi, l’action mécanique d’une orthèse de décharge dynamique apparaît similaire à celles des orthèses classiques les mieux tolérées tout en ayant l’efficacité des orthèses les moins bien supportées (Boughton, 2017).

Effets du Kinesio Taping®

Le Kinesio Taping® (fig. 14.12) est une thérapie de physiothérapie assez récente, inventée par un chiropracteur japonais. Il est fondé sur le principe que des bandes présentant une élasticité comparable aux propriétés élastiques de la peau pouvaient avoir un effet sur celle-ci, ainsi que sur d’autres structures sous-jacentes comme les muscles, les tendons, les ligaments, les os et le système vasculaire.

Fig. 14.12 Kinesio Taping® du triceps sural lors de la marche.

Le postulat « empirique » est celui d’une apposition des bandes thérapeutiques sur la peau avec une certaine tension, une direction d’application (par exemple, de la partie proximale vers la partie distale ou vice versa selon l’effet thérapeutique souhaité de stimulation ou d’inhibition musculaire) et une durée d’application (entre 3 et 5 jours généralement).

Kinesio Taping® et marche du sujet sain

Facilitation et inhibition musculaire

Guner, Alsancak et Koz, 2015 n’ont pas observé de modification des amplitudes articulaires du genou dans le plan sagittal lors de la marche chez sujets sains avec Kinesio Taping®. Au début de la phase de simple appui, le moment de flexion du genou était diminué avec le montage Kinesio Taping® « facilitateur » et augmenté avec le montage Kinesio Taping® « inhibiteur ». Lors de la préphase oscillante, l’activité excentrique du droit fémoral était augmentée avec le montage inhibiteur, alors que l’activité excentrique des ischio-jambiers était diminuée en fin de cette phase.

Effets électromyographique

Martinez-Gramage, Merino-Ramirez, Amer-Cuenca et Lison, (2016) n’ont mis en évidence aucune modification du signal électromyographique avec Kinesio Taping® placé sur les gastrocnémiens au cours de la marche et ceci jusqu’à 72 heures post-Kinesio Taping®.

Effets cliniques sur la marche

Le port de Kinesio Taping® appliqué sur la cheville, de 20 adultes sains, au niveau des tibiaux antérieurs et des gastrocnémiens entraîne une augmentation de la vitesse de marche, de la cadence, de la longueur de foulée ainsi que des paramètres cliniques d’équilibration lors de la marche (Kim et Cha, 2015).

Kinesio Taping® et marche du sujet pathologique

Hallux valgus

Le Kinesio Taping® n’a pas montré d’effet correctif mécanique sur l’angulation métatarso-phalangienne en cas d’hallux valgus. Toutefois l’équilibre dynamique se trouvait amélioré sur les tests cliniques (Gur et al., 2017).

Gonarthrose

Les patients gonarthrosiques ayant bénéficié d’un Kinesio Taping® sur le genou ont perçu une diminution de la douleur ressentie pendant la marche. Aucune différence sur les paramètres spatio-temporels et électrophysiologiques n’ont été observé au cours de la locomotion (Edmonds, McConnell, Ebert, Ackland et Donnelly, 2016).

Accident vasculaire cérébral et Kinesio Taping® du tronc

Des patients ayant subi un accident vasculaire cérébral (AVC) ont bénéficié d’une pose de Kinesio Taping® sur le tronc. Il n’a été montré aucune amélioration des paramètres biomécaniques de la marche (Choi, Nam, Lee et Park, 2013).

Accident vasculaire cérébral, Kinesio Taping® des membres inférieurs et équilibre

Le montage de Kinesio Taping® « facilitateur » des releveurs du pied chez des patients hémiplégiques avec équin plantaire a un effet transitoire d’amélioration de l’équilibre statique et dynamique (Shin, Kim et Kim, 2017). Cliniquement, le port de Kinesio Taping® améliore les scores à l’échelle d’évaluation d’équilibre de Berg et au timed up and go test (Nam, Lee et Cho, 2015).

Instabilité de cheville

Sur les patients atteints d’instabilité chronique de la cheville, il a été montré une augmentation de l’inversion et une diminution de l’éversion durant la phase de simple appui et la phase oscillante lors du port de Kinesio Taping® (Deschamps et al., 2015).

Effets des orthèses du tronc

Les orthèses lombaires (fig. 14.13) sont généralement utilisées pour une immobilisation rachidienne, la mobilité étant réduite de façon plus ou moins prononcée en fonction du modèle utilisé (souple au plus rigide). Néanmoins, une controverse subsiste concernant l’apport proprioceptif de l’appareillage. Pour certains, la compression associée au renfort des informations cutanées est perçue comme un avantage (McNair et Heine, 1999) mais pour d’autres, elle contribue à une modification de la courbure vertébrale (diminution de la lordose lombaire), elle-même génératrice d’un trouble proprioceptif ( Thoumie, Drape, Aymard et Bedoiseau, 1998 ). Dès lors, un effet mécanique lordosant intégré à l’appareillage pourrait s’avérer bénéfique afin de remédier à cette contradiction.

Fig. 14.13 Exemple de l’orthèse Lordactiv® utilisée dans cette étude. Le renfort de la lordose lombaire est amovible. Source : Étienne Cusin, Manh-C.Do & Patrice R. Rougier (2016) : How does wearing a lumbar orthosis interfere with gait initiation ?, Journal Ergonomies volume 60, 2017 -issue 6, pages 837–843. Taylor & Francis. Ltd.

Au regard de ces éléments, plusieurs orthèses lombaires ont été testées de manière à éclaircir leurs répercussions sur l’initiation de la marche. Cette tâche motrice requiert des mouvements de rotation de la région lombo-pelvienne ( Ceccato, de Sèze, Azevedo et Cazalets, 2009 ) et pourrait donc être perturbée par la restriction de mouvement induite par le port de ce type d’appareillage. Les paramètres biomécaniques classiquement mesurés dans cette tâche ont été observés (durée des APA, durée de la phase d’exécution du pas et vitesse maximale du CG atteinte à la fin du premier pas). Chez les 13 sujets sains recrutés dans le cadre de cette étude, aucune différence significative entre les conditions n’a été observée. Aussi, malgré la restriction de mouvement du rachis lombaire provoquée par le port d’une orthèse, aucune répercussion sur les paramètres biomécaniques de l’initiation du pas n’est à noter. De même, un éventuel gain proprioceptif n’a pas montré d’effet sur le contrôle de ce mouvement. Ceci révèle la rigidité des paramètres biomécaniques de l’initiation de la marche, peut-être elle-même consolidée par des stratégies motrices adaptatives qui pourraient faire l’objet de futures études dans le but de les identifier ( Cusin, Do et Rougier, 2017 ).

Conclusion

Le port d’un appareillage soulève trois problématiques : ● motrice, puisque la diminution de l’activité électromyographique peut conduire à l’atrophie musculaire (par l’impact sur la synchronisation, le recrutement et la coordination des unités motrices); ● psychomotrice, car un risque d’accoutumance à cette condition particulière de marche pourrait se manifester par une peur lors du sevrage de l’orthèse ( Maïer et al. , 2007 ); ● fonctionnelle, car le port asymétrique d’appareillage peut entraîner des compensations biomécaniques « locales » néfastes du côté sain, mais aussi « globales » sur le reste du corps. En effet, il a été montré que le port d’appareillage de genou réduit la mobilité des ceintures pelvienne et scapulaire (Maïer et al. , 2007 ). Cela pourrait ainsi concourir à l’altération globale du schéma de marche et, plus spécifiquement, au processus de dissociation des ceintures.

Points clés

• L’appareillage dégrade la capacité posturocinétique (voir chapitre 3) et donc par définition perturbe l’ensemble des articulations de la chaîne posturale ainsi que la performance motrice ( Bouisset et Le Bozec, 2002 ).

• La rééducation doit être précoce, « locale » sur l’articulation atteinte mais également « globale » pour limiter la dégradation de l’ensemble de la chaîne posturale.

• L’ensemble de ces résultats soulève la question de l’intérêt de prescrire des orthèses « rigides non articulées », notamment chez les patients présentant une altération du contrôle de l’équilibre postural, tels que les sujets âgés ou avec déficience du SNC.

• Attention : la marche des sujets âgés ou avec déficience du SNC est plus lente et s’effectue généralement à « petits pas » ( Patchay, Gahéry et Serratrice, 1997 ). Or, la vitesse de progression obtenue lors de la marche (V) correspond au produit de la modulation de la longueur du pas (Lpas) et de la fréquence (F), soit V = Lpas × F ( Laurent et Pailhous, 1986 ). Il semblerait donc que, pour accroître leur vitesse de marche lors du port d’orthèse, ces sujets soient obligés d’augmenter la fréquence de leurs appuis, ce qui pourrait entraîner un risque de chute.

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Auteurs de ce chapitre

Arnaud Delafontaine (auteur coordinateur de l’ouvrage)

PhD, masseur-kinésithérapeute diplômé d’État, ostéopathe D.O., master 2 VHMA (Vieillissement, Handicap, Mouvement, Adaptation, université Paris-Saclay, XI), chercheur associé (STAPS Orsay, laboratoire CIAMS, université Paris-Sud, université Paris-Saclay, 91405 Orsay Cedex, France, CIAMS, université d’Orléans, 45067 Orléans, France), enseignant : ENKRE, La Pitié-Salpêtrière (AP-HP), Guinot, ASSAS, externe en médecine (Paris VII) Etienne Cusin

PhD, chercheur associé laboratoire inter-universitaire de biologie de la motricité (EA7424), université Savoie Mont-Blanc.

Arnaud Stuner

masseur kinésithérapeute diplômé d’État, master 2 VHMA (Vieillissement, Handicap, Mouvement, Adaptation, laboratoire CIAMS, université Paris-Sud, université Paris-Saclay, 91405 Orsay Cedex, France, CIAMS, université d’Orléans, 45067 Orléans, France).

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