BIOMECANIQUE DU PIED ET DU MEMBRE INFERIEUR : « CONCEPT LAVIGNE » 

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Les systèmes d’analyse quantifiée du mouvement

Les caractéristiques des différents systèmes ont déjà fait l’objet de descriptions précises dans de nombreux manuscrits de thèse liés à l’analyse du mouvement (Armand, 2005; Faivre, 2003; Samson, 2011). Ces divers systèmes permettent la mesure de positions (en 2 ou 3 dimensions), d’actions mécaniques, de pressions ou d’activités musculaires (Figure 20).

Les systèmes d’analyse vidéographique

Le matériel comprend généralement au minimum deux caméras qui sont reliées à un ordinateur permettant d’afficher plusieurs vues simultanément (face, dos, profil). Des logiciels (Dartfish®, Kinovea®) permettent d’enregistrer des images et d’effectuer des suivis de trajectoires ou des calculs d’angles en deux dimensions.

Les systèmes d’analyse tridimensionnelle

Les systèmes d’analyse tridimensionnelle enregistrent le déplacement en trois dimensions de mires apposées sur la peau. Il existe deux grands types de fonctionnement de ces systèmes : les systèmes à marqueurs passifs et ceux à marqueurs actifs. Le premier est basé sur l’utilisation de caméras numériques infrarouges captant les déplacements de marqueurs passifs rétro-réfléchissants (Vicon®, Motion Analysis®). Celui-ci offre la possibilité de pouvoir équiper le patient d’un grand nombre de marqueurs sans occasionner de gêne fonctionnelle au mouvement. Cependant, le traitement des données peut être long notamment à cause de l’occlusion possible des marqueurs au cours du déroulement du geste. Le second type de systèmes emploie des marqueurs actifs dont les positions sont captées par une unité de réception (Codamotion®). L’avantage principal de ce système est de fournir un signal complet grâce à une reconnaissance automatique des marqueurs réduisant le temps de traitement. Cependant, l’encombrement de l’équipement sur le patient est plus important.

Les systèmes de baropodométrie

Les systèmes baropodométriques renseignent sur la distribution des pressions plantaires à partir d’une nappe de capteurs. Ces systèmes se retrouvent sous forme de plateforme (Zebris®, Footscan®, Emed®), de tapis de marche (Gaitrite®), de semelles embarquées (Fscan®, Pedar®) et de tapis de course instrumenté (Runtime®). Lorsque le pied a une importance dans la physiopathologie et donc le traitement, comme c’est le cas en podologie, l’analyse de la répartition des pressions plantaires peut avoir un intérêt.

Les plateformes de force

Les plateformes de force, généralement incrustées dans le chemin de marche, servent à mesurer les efforts qu’exerce le pied sur le sol. Selon la troisième loi de Newton, il est alors possible de déterminer les trois composantes de la force de réaction du sol sur le pied (verticale, antéro-postérieure et médio-latérale) ainsi que son point d’application : le centre de pression plantaire. Deux grands types de plateformes de force existent. Elles se différencient par le type de capteurs utilisés, qui sont soit à base piézo-électrique (Kistler®), soit à base de jauges de déformations (AMTI®, Bertec®).

Les systèmes d’électromyographie

Les systèmes électromyographiques servent à enregistrer l’activité électrique des muscles. Le signal enregistré correspond à des différences de potentiel générées au niveau des fibres musculaires. Cet enregistrement se fait soit par des électrodes de surface, soit par des électrodes implantées dans le muscle. Les informations recueillies par les électrodes sont envoyées à un récepteur par voie filaire, Wifi ou Bluetooth (ZeroWire®, WBA®).

Autres systèmes

Les outils précédemment cités sont communément utilisés en milieu clinique. Toutefois, goniomètres, contacteurs, accéléromètres, gyroscopes, magnétomètres, inclinomètres, GPS, tapis roulants instrumentés permettent également de quantifier le mouvement.
Au delà de tous ces matériels, un ATM semble se détacher tout particulièrement. En effet, celui-ci se base sur l’utilisation de plusieurs systèmes de manière synchrone permettant d’extraire un grand nombre de paramètres biomécaniques simultanément. Le paragraphe suivant s’intéresse donc à l’Analyse Quantifiée de la Marche (AQM).

L’Analyse Quantifiée de la Marche

L’AQM est un examen à part entière, qui a été introduit dans la classification commune des actes médicaux (CCAM) sous le code NKQP003 et associé à l’intitulé « analyse tridimensionnelle de la marche sur plateforme de forces » (Lucet et al., 2010). L’AQM est un examen complémentaire qui, comme la radiographie, le scanner ou l’IRM, prolonge le regard du thérapeute mais présente l’avantage d’évaluer le patient de manière quantifiée, en charge et en dynamique. Il n’a pas vocation à se substituer aux examens classiques (cliniques et instrumentaux) mais, pour certaines pathologies locomotrices, se pose en test complémentaire tout aussi indispensable. L’AQM a pour objectif d’apporter une réponse objective et quantifiée à un questionnement clinique. Pour cela, l’AQM fait appel à la démarche de l’analyse biomécanique du mouvement humain. Cette démarche vise à décrire de manière quantitative les forces externes et internes mises en jeu pendant la marche ainsi que les mouvements qui y sont associés (Delacroix, 2014).

Dispositif de l’AQM

Les mouvements des patients sont collectés par un système d’analyse tridimensionnelle du mouvement (Figure 21) composé de caméras numériques infrarouges. Celui-ci enregistre le déplacement de mires réfléchissantes collées sur la peau. Des plateformes de forces déterminent les efforts qu’exerce le patient sur le sol et un système d’électromyographie enregistre l’activité musculaire. L’ensemble des données sont obtenues de manière synchrone grâce aux logiciels d’acquisition. Ce matériel est généralement installé dans un local spacieux, disposant d’une piste de marche assez longue. Durant l’examen, le patient marche à sa vitesse spontanée et plusieurs répétitions de cycles de marche sont enregistrées afin d’être analysées. En fonction du questionnement clinique, différentes conditions de marche peuvent être testées.

La modélisation biomécanique

Pour modéliser les segments corporels en trois dimensions, une série de marqueurs cutanés est nécessaire (« Marker-Set »). Celle-ci référencie les positions anatomiques à utiliser pour modéliser chaque segment comme un solide indéformable. Ainsi, à partir des coordonnées tridimensionnelles des mires reconstruites par le système d’analyse du mouvement dans un repère laboratoire, et selon les recommandations de l’« International Society of Biomechanics (ISB) », les trois axes orthogonaux des systèmes de coordonnées segmentaires sont déterminés (Wu et al., 2002).

Le membre inférieur

Généralement, les membres inférieurs sont modélisés en sept segments rigides (pieds, jambes, cuisses et bassin) grâce à une vingtaine de marqueurs. Cependant, le pied est alors considéré comme un seul et unique segment rigide.

Le pied

Depuis une vingtaine d’années, des modèles multi-segmentaires du pied sont apparus (Deschamps et al., 2011). Ceux-ci permettent de diviser le pied en plusieurs segments rigides afin d’analyser plus finement son mouvement. La segmentation est surtout antéropostérieure (arrière pied, médio pied et avant pied) et certains auteurs ajoutent une composante médio-latérale (partie médiale et latérale de l’avant pied). Ainsi, Carson (Carson et al., 2001) propose une segmentation du pied en trois segments, Leardini (Leardini et al., 2007a) divise le pied en quatre segments alors que MacWilliams (MacWilliams et al., 2003) définit huit segments pour le pied (Figure 22).
Le choix du modèle à utiliser pour l’AQM dépend du questionnement clinique et des éléments biomécaniques à mettre en évidence pour y répondre. De plus, certains modèles du pied sont trop compliqués pour être utilisés dans une routine clinique, surtout quand le port de chaussures est nécessaire.

Variables de l’AQM

L’AQM fournit un grand nombre d’informations. Une première approche consiste à calculer les paramètres spatiaux-temporaux. Ensuite, l’analyse cinématique permet de décrire les mouvements segmentaires et articulaires tridimensionnels durant le cycle de marche. L’orientation en trois dimensions de la force de réaction du sol sur le pied ainsi que la position de son point d’application renseignent sur les forces externes mises en jeu. L’analyse des moments nets, assimilés aux moments résultant de l’action de l’ensemble des muscles croisant chaque articulation, fournit des renseignements sur l’action des groupes musculaires sollicités lors de la marche. Enfin, l’électromyographie permet d’individualiser l’activité de chaque muscle.

Paramètres spatiotemporels

Afin de définir le mouvement dans sa globalité, des paramètres spatiaux comme la longueur du cycle de marche ainsi que la longueur et la largeur des pas sont calculés. La durée des différentes phases du cycle de marche représentent les paramètres temporels. Certains paramètres regroupent les deux types d’informations comme c’est le cas pour la vitesse ou la cadence de marche. Au-delà de l’interprétation des valeurs de ces paramètres, il est indispensable de s’intéresser à la symétrie entre les cycles de marche des deux membres inférieurs.
Le cycle de marche est communément défini par l’intervalle de temps entre deux contacts subséquents d’un même pied au sol (Figure 23). Deux phases sont alors distinguées : la phase d’appui et la phase d’oscillation (0 à 60% et 60 à 100% du cycle de marche, respectivement) (Viel, 2000). La phase d’appui se divise en trois phases. Une phase de double appui initial (0 à 10% du cycle de marche, phase de mise en charge), une phase de simple appui (10 à 50% du cycle de marche) et une phase de double appui terminal (50 à 60% du cycle de marche, phase pré-oscillante).

Cinématique

La cinématique permet de décrire l’évolution des angles formés entre deux systèmes d’axes tridimensionnels à chaque instant du cycle de marche. Ainsi, il est possible d’obtenir les mouvements tridimensionnels segmentaires et articulaires. La cinématique segmentaire décrit les angles entre un système de coordonnées segmentaire (i.e. un système de trois axes orthonormés lié à un segment corporel) et le système d’axes fixes du laboratoire alors que la cinématique articulaire correspond aux angles entre deux systèmes de coordonnées segmentaires adjacents reliés par une articulation.
Pour calculer ces mouvements et pouvoir comparer les résultats de différentes études, une méthode standardisée est utilisée selon les recommandations de l’« International Society of Biomechanics (ISB) » (Wu et al., 2002). L’orientation entre les deux repères est donnée par une matrice de rotation à partir de laquelle les angles segmentaires et articulaires sont extraits selon une séquence ordonnée (Figure 24).
De même, en fonction du modèle biomécanique du pied utilisé (cf 2.2.2.2), il est possible de définir le mouvement des articulations du pied en utilisant cette même procédure (Leardini et al., 2007a) (Figure 25).

Protocole de mesure

Le protocole expérimental décrit brièvement les populations qui ont participé aux études présentées dans ce manuscrit. Le choix du dispositif expérimental puis des variables biomécaniques est expliqué. Le déroulement des mesures est ensuite exposé puis la méthodologie du calcul des données biomécaniques est détaillée. Les spécificités de chaque étude seront abordées dans le chapitre qui leur est consacré, respectivement.

Les patients

Chaque étude comprend un panel de patients spécifique qui sera décrit à chaque chapitre concerné. Globalement, un peu plus de 40 sujets ont participé à cette démarche de recherche. En effet, 28 patients ont pris part à la première étude concernant les effets instantanés du traitement par orthèse plantaire sur les paramètres biomécaniques de l’ensemble de l’appareil locomoteur. Dix sujets sains ont ensuite été recrutés pour la deuxième étude qui s’intéresse au développement d’une méthodologie rigoureuse de l’AQM pour le suivi longitudinal de patients. Enfin, deux patients présentant une pathologie différente du genou se sont portés volontaires pour mettre en avant les effets induits par une orthèse plantaire en instantané et à moyen ou long terme.

Choix du dispositif expérimental

L’Institut National de Podologie (INP) dispose d’un laboratoire d’analyse du mouvement. Celui-ci est équipé d’un système tridimensionnel d’analyse du mouvement, composé de six caméras numériques infrarouges (Motion Analysis Corporation, Santa Rosa, CA, USA) et d’une plateforme de forces (Advanced Mechanical Technology, Inc., Watertown, MA, USA). Deux plateformes de pression complètent cet équipement tout comme le matériel d’analyse vidéo (2 cameras et un logiciel de traitement d’images). Ce matériel est installé dans un local disposant d’une piste de marche de 8 m de long, situé à proximité immédiate du centre de consultations cliniques en podologie de ce même institut. Ceci facilite ainsi la participation des patients à la réalisation d’études biomécaniques en lien avec la podologie.
La finalité de cette démarche de recherche est de comprendre les mécanismes de traitement des pathologies de l’appareil locomoteur grâce à l’utilisation d’orthèses plantaires. Ainsi, la baropodométrie, qui ne caractérise que le pied, n’a pas été retenue tout comme l’analyse vidéo, qui ne donne que des informations en 2D et ne permet pas d’avoir une vue précise et détaillée de l’appareil locomoteur. De plus, à défaut de disposer de système électromyographique, l’activité musculaire ne sera pas mesurée.
Ainsi, le choix du matériel pour les différentes études s’est porté sur celui disponible à l’INP et permettant la réalisation d’Analyse Quantifiée de la Marche, à savoir un système optoélectronique couplé à une plateforme de forces.

Choix des paramètres biomécaniques

Suite à la sélection du dispositif expérimental, l’ensemble des paramètres biomécaniques décrits précédemment n’ont pas pu être retenus. Cependant, le matériel choisi fournit des données concernant les paramètres spatio temporaux, la cinématique (segmentaire et articulaire du membre inférieur), le centre de pression, la force de réaction du sol et les moments nets articulaires.

Déroulement de l’AQM

Afin d’étudier en détail les mouvements du pied et leurs répercussions sur l’ensemble des membres inférieurs, 38 marqueurs rétro-réfléchissants sont apposés sur chaque sujet (Figure 30). Ceux-ci permettent de modéliser l’ensemble du membre inférieur selon les recommandations de l’ISB (Wu et al., 2002) en y ajoutant une définition plus précise du pied. Pour cette dernière, le modèle utilisé est inspiré de celui de Leardini (Leardini et al., 2007a) en réduisant le nombre de marqueurs et donc de segments modélisés par rapport au modèle proposé. Ce dernier a été choisi pour deux raisons principales. Premièrement, il permet une segmentation du pied en 3 parties (avant-pied, medio-pied et arrière pied) ce qui correspond à la « philosophie » de traitement et de conception des orthèses plantaires qui est pratiquée par l’INP. Deuxièmement, ce modèle permet de conserver une relative faisabilité clinique surtout avec l’utilisation de chaussures nécessaires dans les études portant sur les orthèses plantaires. Il faut tout de même noter que, pour la première étude, le modèle détaillé du pied n’a pas été utilisé et le pied a, dans ce cas, été considéré comme un seul élément.
Lorsque le patient est équipé, celui-ci marche à vitesse spontanée et cinq cycles de marche validés sont enregistrés, pour chaque condition expérimentale. Un cycle de marche est validé lorsqu’un seul pied entre en contact avec la plateforme de forces.

Calculs des paramètres biomécaniques

Un programme développé sous Matlab permet le calcul de divers paramètres biomécaniques. Dans un premier temps, les trajectoires des marqueurs cutanés, obtenues dans le système de coordonnées global (ICS) (Wu et al., 2002; Wu and Cavanagh, 1995), sont filtrées à l’aide d’un filtre passe-bas de Butterworth de quatrième ordre avec une fréquence de coupure de 6 Hz.

Paramètres spatiotemporels

Dans un premier temps, les événements de la marche (contact des talons et levé des orteils) sont déterminés par le logiciel Orthotrak. Celui-ci utilise la trajectoire des marqueurs pour définir les événements qui sont ensuite ajustés à partir de la force verticale de réaction du sol (seuil de 30 Newton). La durée du cycle de marche est définie par le temps écoulé entre deux contacts successifs du talon au sol. La longueur du cycle de marche correspond à la distance parcourue par le marqueur positionné sur la face postérieure du calcaneus durant un cycle. La vitesse de marche est calculée en divisant la distance parcourue par le marqueur positionné sur le sacrum par la durée du cycle.

Systèmes de coordonnées segmentaires

Différents systèmes de coordonnées segmentaires (Figure 31) doivent être définis afin de pouvoir accéder à la cinématique segmentaire et articulaire. L’ensemble de ces définitions détaillées figurent en annexe.
Globalement, à partir des trajectoires des marqueurs cutanés obtenues dans le système de coordonnée global (ICS), les trois axes orthogonaux du système de coordonnées de référence de l’environnement de marche (SCSLab) sont déterminés en fonction de l’axe de la marche et de la position de marqueurs cutanés. De plus, les systèmes de coordonnées des segments du membre inférieur (SCSPied, SCSJambe, SCSCuisse, SCSBassin) et ceux du pied (SCSAr_pied, SCSMed_pied, SCSAvt_pied) sont définis dans le repère global (ICS) à partir des coordonnées de marqueurs cutanés. La position et l’orientation des segments sont établies selon les recommandations de l’ISB (Wu et al., 2002) pour le membre inférieur sauf pour le pied où la définition des segments est inspirée de celle de Leardini (Leardini et al., 2007a).

Cinématique segmentaire

Afin d’étudier le mouvement du pied et du bassin par rapport à l’environnement de marche, la cinématique segmentaire est déterminée en utilisant une séquence de rotations successives autour d’axes mobiles. Pour le pied, une séquence mobile de rotation ZYX est utilisée alors que pour le bassin, la séquence ZXY est employée. Le choix de ces séquences a été fait pour rester cohérent avec celles choisies pour la cinématique articulaire.

Cinématique articulaire

Pour le membre inférieur, les systèmes de coordonnées articulaires (Figure 31) de la cheville (JCSCheville), du genou (JCSGenou) et de la hanche (JCSHanche) sont définis à partir d’une séquence de rotations successives autour d’axes mobiles permettant d’obtenir la cinématique grâce aux angles d’Euler (Dumas et al., 2012; Wu et al., 2002).
Pour toutes les articulations du membre inférieur hormis la cheville, une séquence mobile de rotation ZXY est utilisée comme le préconise l’ISB (Wu et al., 2002). Celle-ci décrit alors les mouvements de flexion/extension autour de l’axe Z du repère segmentaire proximal, de rotation interne/externe autour de l’axe Y du repère segmentaire distal et d’abduction/adduction autour de l’axe flottant perpendiculaire aux axes Z et Y. Pour la cheville, la séquence ZYX a été choisie comme le recommandent certains auteurs (Carson et al., 2001; Dumas et al., 2012) afin de privilégier une meilleure définition du mouvement selon l’axe longitudinal du pied (XP). Celle-ci décrit alors les mouvements de flexion/extension autour de l’axe Z du repère segmentaire proximal, de pronation/supination autour de l’axe X du repère segmentaire distal et de rotation interne/externe autour de l’axe flottant perpendiculaire aux axes Z et X.
Pour le pied, les systèmes de coordonnées des articulations de Chopart (JCSChopart) et de Lisfranc (JCSLisfranc) (Figure 31) sont définis à partir d’une séquence de rotations successives autour d’axes mobiles. Comme pour la cheville, leur cinématique est obtenue à partir des angles d’Euler en utilisant une séquence de rotation ZYX (Carson et al., 2001; Dumas et al., 2012).

Centre de pression et forces de réaction du sol sur le pied

Les déplacements du centre de pression plantaire (CP) et les forces de réaction du sol sur le pied (GRF) sont obtenus directement à partir de la plateforme de forces. Les déplacements du CP sont déterminés selon un repère à deux dimensions en fonction de l’axe du pied (annexe). Ils sont ensuite normalisés par rapport à la longueur du pied et à la largeur de l’avant-pied et exprimés en pourcentage (%). La GRF est projetée dans le repère SCSLab et est exprimée en fonction de la masse du patient (N/kg).

Moments articulaires

Les paramètres inertiels des segments sont estimés à partir d’équations de régression (Dumas et al., 2007a). Les moments articulaires sont alors calculés dans le repère global (ICS) par dynamique inverse à l’aide des matrices homogènes (Dumas et al., 2007b; Dumas and Chèze, 2007) puis projetés dans le système de coordonnées articulaires correspondant (Desroches et al., 2010; Dumas and Chèze, 2007). Ils sont exprimés en fonction de la masse du patient (N.m/kg).

Précision du système de mesure

Avant de réaliser toute mesure avec un système tridimensionnel d’analyse du mouvement, une configuration et une calibration de celui-ci est nécessaire. La configuration du système permet de régler le volume de mesure, le placement des caméras ou encore la luminosité de ces dernières. Après cela, une calibration manuelle statique puis dynamique doit être réalisée. La précision du système est donc variable et doit être évaluée. Pour la définir, la baguette de calibration (Figure 32) est déplacée aléatoirement pendant 5 secondes dans le volume de capture. Celle-ci est munie de 3 marqueurs alignés (A, B et C). Pour évaluer la précision du système de mesure, la distance entre les marqueurs A et B (théoriquement 500.0 mm) et l’angle formé par les vecteurs BA et BC (théoriquement 0.0°) sont calculés.
Les résultats obtenus sont présentés dans le Tableau 4. Les erreurs maximales constatées sont de 1.9mm et de 1.1°. La précision moyenne du système est supérieure au millimètre (0.4mm) et au degré (0.2°). Cette précision instrumentale est satisfaisante et les erreurs dues au système minimes au regard des erreurs expérimentales telles que le mouvement parasite des masses molles ou le mauvais positionnement des points anatomiques (Della Croce et al., 2005; Leardini et al., 2005).

Variabilité de la cinématique

Les résultats cinématiques présentent successivement la variabilité des données cinématiques du  pied, de la cheville, du genou, de la hanche et du bassin.

Cinématique du pied

La variabilité inter-essais (IE-NC) de la pronation / supination du pied (Figure 38, Tableau 5) est en moyenne de 1.5 degrés alors que la variabilité inter-sessions (IS-NC) est de 2.1 degrés. En utilisant la méthode de correction segmentaire, la variabilité inter-essais (IE-C) n’est pas modifiée alors que la variabilité inter-sessions (IS-C) diminue pour atteindre 1.1 degrés. La variabilité inter-essais (IE-NC) de l’abduction / adduction du pied (Figure 38, Tableau 5) est en moyenne de 2.1 degrés alors que la variabilité inter-sessions (IS-NC) est de 1.0 degrés. En utilisant la méthode de correction segmentaire, ces variabilités ne sont pas modifiées.

Cinématique de la cheville

La variabilité inter-essais (IE-NC) de la flexion plantaire / dorsale de la cheville (Figure 39, Tableau 5) est en moyenne de 1.6 degrés alors que la variabilité inter-sessions (IS-NC) est de 1.2 degrés. En utilisant la méthode de correction segmentaire, ces variabilités ne sont pas modifiées. La variabilité inter-essais (IE-NC) de la pronation / supination de la cheville (Figure 39, Tableau 5) est en moyenne de 1.2 degrés alors que la variabilité inter-sessions (IS-NC) est de 4.8 degrés. En utilisant la méthode de correction segmentaire, la variabilité inter-essais (IE-C) n’est pas modifiée alors que la variabilité inter-sessions (IS-C) diminue pour atteindre 1.0 degrés. La variabilité inter-essais (IE-NC) de la rotation externe / interne de la cheville (Figure 39, Tableau 5) est en moyenne de 0.9 degrés alors que la variabilité inter-sessions (IS-NC) est de 2.9 degrés. En utilisant la méthode de correction segmentaire, la variabilité inter-essais (IE-C) n’est pas modifiée alors que la variabilité inter-sessions (IS-C) diminue pour atteindre 1.2 degrés.

Cinématique du genou

La variabilité inter-essais (IE-NC) de l’extension / flexion du genou (Figure 40, Tableau 5) est en moyenne de 2.3 degrés alors que la variabilité inter-sessions (IS-NC) est de 0.9 degrés. En utilisant la méthode de correction segmentaire, ces variabilités ne sont pas modifiées. La variabilité inter-essais (IE-NC) du valgum / varum du genou (Figure 40, Tableau 5) est en moyenne de 0.4 degrés alors que la variabilité inter-sessions (IS-NC) est de 1.6 degrés.
En utilisant la méthode de correction segmentaire, la variabilité inter-essais (IE-C) n’est pas modifiée alors que la variabilité inter-sessions (IS-C) diminue pour atteindre 0.6 degrés. La variabilité inter-essais (IE-NC) de la rotation externe / interne du genou (Figure 40, Tableau 5) est en moyenne de 1.3 degrés alors que la variabilité inter-sessions (IS-NC) est de 3.5 degrés. En utilisant la méthode de correction segmentaire, la variabilité inter-essais (IE-C) n’est pas modifiée alors que la variabilité inter-sessions (IS-C) diminue pour atteindre 1.4 degrés.

Cinématique de la hanche

La variabilité inter-essais (IE-NC) de l’extension / flexion de la hanche (Figure 41, Tableau 5) est en moyenne de 1.4 degrés alors que la variabilité inter-sessions (IS-NC) est de 1.3 degrés. En utilisant la méthode de correction segmentaire, ces variabilités ne sont pas modifiées. Les variabilités inter-essais (IE-NC) et inter-sessions (IS-NC) de l’abduction / adduction de la hanche (Figure 41, Tableau 5) sont en moyenne de 0.8 degrés. En utilisant la méthode de correction segmentaire, ces variabilités ne sont pas modifiées. La variabilité inter-essais (IE-NC) de la rotation externe / interne de la hanche (Figure 41, Tableau 5) est en moyenne de 1.8 degrés alors que la variabilité inter-sessions (IS-NC) est de 2.5 degrés. En utilisant la méthode de correction segmentaire, la variabilité inter-essais (IE-C) n’est pas modifiée alors que la variabilité inter-sessions (IS-C) diminue pour atteindre 1.4 degrés.

Cinématique du bassin

La variabilité inter-essais (IE-NC) de la rétroversion / antéversion du bassin (Figure 42, Tableau 5) est en moyenne de 1.0 degrés alors que la variabilité inter-sessions (IS-NC) est de 1.3 degrés. En utilisant la méthode de correction segmentaire, ces variabilités ne sont pas modifiées. La variabilité inter-essais (IE-NC) de l’inclinaison latérale / médiale du bassin (Figure 42, Tableau 5) est en moyenne de 0.5 degrés alors que la variabilité inter-sessions (IS-NC) est de 0.6 degrés. En utilisant la méthode de correction segmentaire, ces variabilités ne sont pas modifiées. La variabilité inter-essais (IE-NC) de la rotation latérale / médiale du bassin (Figure 42, Tableau 5) est en moyenne de 1.5 degrés alors que la variabilité inter-sessions (IS-NC) est de 1.2 degrés. En utilisant la méthode de correction segmentaire, ces variabilités ne sont pas modifiées.

Table des matières

INTRODUCTION GENERALE
CHAPITRE 1 : LA PODOLOGIE 
1.1 HISTOIRE DE LA PEDICURIE-PODOLOGIE
1.2 LA FORMATION DU PEDICURE-PODOLOGUE
1.3 LE METIER DE PEDICURE-PODOLOGUE
1.4 EXAMEN CLINIQUE EN PODOLOGIE
1.4.1 L’APPAREIL LOCOMOTEUR
1.4.2 L’INTERROGATOIRE
1.4.3 L’EXAMEN EN DECHARGE
1.4.4 EXAMEN EN CHARGE STATIQUE
1.4.5 EXAMEN EN CHARGE DYNAMIQUE
1.4.6 IMPORTANCE DES PHASES DE L’EXAMEN CLINIQUE
1.5 BIOMECANIQUE DU PIED ET DU MEMBRE INFERIEUR : « CONCEPT LAVIGNE »
1.6 L’ORTHESE PLANTAIRE
1.6.1 LES TECHNIQUES
1.6.2 LES ORTHESES PLANTAIRES THERMOFORMEES
1.6.3 L’ACCOMPAGNEMENT DU PATIENT
1.6.4 LES PRINCIPALES PATHOLOGIES
1.7 CONCLUSIONS
2 CHAPITRE 2 : L’ANALYSE DE LA MARCHE 
1.1 LES SYSTEMES D’ANALYSE QUANTIFIEE DU MOUVEMENT
2.1.1 LES SYSTEMES D’ANALYSE VIDEOGRAPHIQUE
2.1.2 LES SYSTEMES D’ANALYSE TRIDIMENSIONNELLE
2.1.3 LES SYSTEMES DE BAROPODOMETRIE
2.1.4 LES PLATEFORMES DE FORCE
2.1.5 LES SYSTEMES D’ELECTROMYOGRAPHIE
2.1.6 AUTRES SYSTEMES
2.2 L’ANALYSE QUANTIFIEE DE LA MARCHE
2.2.1 DISPOSITIF DE L’AQM
2.2.2 LA MODELISATION BIOMECANIQUE
2.2.3 VARIABLES DE L’AQM
2.3 PROTOCOLE DE MESURE
2.3.1 LES PATIENTS
2.3.2 CHOIX DU DISPOSITIF EXPERIMENTAL
2.3.3 CHOIX DES PARAMETRES BIOMECANIQUES
2.3.4 DEROULEMENT DE L’AQM
2.3.5 CALCULS DES PARAMETRES BIOMECANIQUES
2.3.6 PRECISION DU SYSTEME DE MESURE
2.4 CONCLUSION
3 CHAPITRE 3 : VARIABILITE DE L’AQM 
3.1 BILAN BIBLIOGRAPHIQUE
3.2 MATERIEL ET METHODE
3.2.1 SUJETS
3.2.2 DISPOSITIF ET PROTOCOLE
3.2.3 POSITION STATIQUE IMPOSEE
3.2.4 METHODE DE CORRECTION SEGMENTAIRE
3.2.5 CALCUL DES VARIABILITES
3.3 RESULTATS
3.3.1 VARIABILITE DE LA POSITION STATIQUE DE REFERENCE
3.3.2 PARAMETRES SPATIO-TEMPORELS
3.3.3 VARIABILITE DE LA CINEMATIQUE
3.3.4 VARIABILITE DES MOMENTS ARTICULAIRES
3.4 DISCUSSION
3.4.1 VARIABILITE DE LA POSITION STATIQUE DE REFERENCE
3.4.2 VARIABILITE DE LA CINEMATIQUE
3.4.3 VARIABILITE DES MOMENTS ARTICULAIRES
3.4.4 CINEMATIQUE DU PIED
3.4.5 PERSPECTIVES
3.5 CONCLUSIONS
4 CHAPITRE 4 : EFFETS D’UNE ORTHESE PLANTAIRE
4.1 BILAN BIBLIOGRAPHIQUE
4.2 MATERIEL ET METHODE
4.2.1 PATIENTS
4.2.2 THERAPEUTIQUE
4.2.3 DISPOSITIF ET PROTOCOLE
4.2.4 VARIABLES BIOMECANIQUES
4.3 RESULTATS
4.3.1 PARAMETRES SPATIO-TEMPORELS
4.3.2 CINEMATIQUE
4.3.3 CENTRE DE PRESSION
4.3.4 FORCES DE REACTION DU SOL SUR LE PIED
4.3.5 MOMENTS ARTICULAIRES
4.3.6 RECAPITULATIF DES RESULTATS
4.4 DISCUSSION
4.4.1 CINEMATIQUE
4.4.2 CENTRE DE PRESSION ET FORCE DE REACTION DU SOL SUR LE PIED
4.4.3 MOMENTS ARTICULAIRES
4.4.4 LIMITES ET PERSPECTIVES
4.5 CONCLUSIO
5 CHAPITRE 5 : APPLICATIONS EN PODOLOGIE 
5.1 INTRODUCTION
5.2 MATERIEL ET METHODE
5.2.1 PATIENTS
5.2.2 DISPOSITIF ET PROTOCOLE
5.2.3 COMPARAISON DES DONNEES ET INTEGRATION DE LA VARIABILITE
5.3 CAS CLINIQUE : PIED VALGUS
5.3.1 INTRODUCTION
5.3.2 OBSERVATIONS
5.3.3 DISCUSSION
5.4 CAS CLINIQUE : GONARTHROSE
5.4.1 INTRODUCTION
5.4.2 OBSERVATIONS
5.4.3 DISCUSSION
5.5 CONCLUSION
6 CONCLUSIONS ET PERSPECTIVES 
CONCLUSIONS
PERSPECTIVES
REFERENCES BIBLIOGRAPHIQUES

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