Rôle et adaptation du pied et de la cheville

La marche est une activité cyclique, le cycle commence à l’appui du pied sur le sol et se termine quand ce même pied se repose sur le sol. Le cycle de marche est donc focalisé sur un membre inférieur. Celui-ci est appelé membre ipsilatéral, l’autre membre inférieur est appelé membre controlatéral. On distingue dans ce cycle la phase d’appui et la phase oscillante séparées par l’instant où le pied décolle du sol à environ 60 % du cycle de marche (Figure I-1). Les phases sont décalées temporellement de 50 % pour le membre controlatéral. La phase d’appui peut être séparée en 3 sous-phases. Pendant les premiers 10 pour cent du cycle de marche, une période de double appui permet le transfert du poids du corps d’un membre inférieur à l’autre. Le cycle commence par le transfert du poids depuis le membre inférieur controlatéral sur le membre inférieur ipsilatéral. Pendant la phase d’appui unipodale du membre ipsilatéral, le membre controlatéral est en phase oscillante. Pendant les derniers 10 pour cent de la phase d’appui, une seconde phase de double appui se produit durant laquelle le poids du corps est transféré du membre ipsilatéral au membre controlatéral (Perry 1992).

En laboratoire, l’analyse de la marche est réalisée à partir d’un système optoélectronique et de plateformes de force. Le système optoélectronique permet de reconstruire la position dans l’espace de marqueurs placés sur le sujet étudié et les plateformes de force de mesurer le torseur de l’action mécanique du sol appliqués sur le sujet. Ce torseur permet de calculer le centre de pression qui correspond au point virtuel où les moments dans le plan du sol sont nuls. A partir d’un modèle multi corps avec segments rigides articulés, la position dans l’espace des marqueurs placés sur des reliefs osseux spécifiques est utilisée pour calculer la cinématique des segments et des articulations du modèle. Lors de la marche dans différentes situations, des adaptations cinématiques peuvent être observées. Ces adaptations résultent des actions musculaires sur chaque articulation. Ces actions musculaires ainsi que les efforts de contact et ligamentaires vont résulter en un torseur d’efforts intersegmentaires dont la résultante et le moment peuvent être estimés par la méthode de dynamique inverse. Brièvement, cette méthode consiste à calculer les efforts et moments intersegmentaires à partir des efforts de réaction du sol et de la position et l’orientation des différents segments  en appliquant successivement le principe fondamental de la dynamique à chaque segment (Winter 2009). Pour cela, une inertie et une masse sont associées à chaque segment à partir de sa géométrie (Dempster 1955) ou par des modèles proportionnels (Dumas et al. 2007) ou géométriques (Pillet et al. 2010). Les moments intersegmentaires exercés par le segment susjacent sur le segment sous-jacent sont généralement décomposés suivant les différents axes du repère attaché au segment sus-jacent. En analysant les différents termes des équations provenant de l’application du principe fondamental de la dynamique, on observe que le terme prépondérant provient des actions mécaniques externes de contact entre le pied et le sol en particulier pour les articulations du membre inférieur.

Les puissances intersegmentaires peuvent être calculées comme le produit scalaire du moment intersegmentaire par la vitesse angulaire articulaire (segment sus-jacent par rapport au sous-jacent). Les puissances décrites dans ce manuscrit correspondent aux puissances dans le plan sagittal. Elles sont donc le produit de la vitesse angulaire, et du moment intersegmentaire dans ce plan (Gordon et al. 1980). Ainsi, une puissance est dite générée à l’articulation (positive) lorsque la vitesse angulaire et le moment sont du même signe et dissipée (négative) sinon. Le travail articulaire est l’intégration de cette puissance au cours du temps, il est utile pour mettre en évidence le rôle de l’articulation au cours de différentes phases du cycle de marche.

Rôle et adaptation du pied et de la cheville

La cheville et le pied jouent un rôle fondamental dans la progression du centre de gravité du sujet pendant le cycle de marche. Le comportement de la cheville change significativement en fonction des situations rencontrées dans l’environnement. Nous nous attacherons à décrire les adaptations à la cheville dans chacune des phases du cycle de marche à plat, en montée et descente de pente  et en montée et descente d’escalier.

A plat, au début du cycle, la cheville est à environ 2° de plantiflexion (Figure I-3). Pendant le transfert du poids sur le membre inférieur ipsilatéral, un couple intersegmentaire de dorsiflexion s’applique à la cheville pour atteindre 0,26 N.m/kg à 5 % du cycle de marche (Villa 2014), permettant le contrôle du mouvement de plantiflexion. Ainsi, pendant la première phase de double appui, un mouvement de plantiflexion de 5° de cheville autorise la mise à plat du pied sur le sol autour de 12% du cycle de marche. Une fois le pied à plat, une base de support stable est assurée pour la phase d’appui unipodal (Perry 1992). En montée de pente, la cheville joue un rôle prépondérant dans l’adaptation à l’inclinaison du sol avec une dorsiflexion de cheville plus importante par rapport au plat (Hansen et al. 2004b). Cette adaptation en dorsiflexion augmente avec l’inclinaison de la pente (Lay et al. 2006, McIntosh et al. 2006, Silder et al. 2012). À l’appui talon, on remarque par ailleurs une cheville plus en dorsiflexion qu’à plat (3° en montée de pente 15 % — Lay et al. 2006). Le maximum de couple de dorsiflexion diminue avec la pente (0,14 N.m/kg pour une pente de 12 % — Villa 2014). En descente de pente, le maximum d’angle de plantiflexion de cheville augmente avec l’inclinaison de la pente (Lay et al. 2006), tout comme le maximum de couple de dorsiflexion avec 0,33 N.m/kg pour une pente à 12 % (Villa 2014). La cheville a un rôle dissipateur pendant cette période bien plus important qu’à plat. Avec un maximum de puissance de l’ordre de – 1,1 W/kg en descente de pente 12° par rapport aux – 0,4 W/kg observés à plat (Alexander et al. 2017). En montée d’escalier, le cycle commence avec une cheville en dorsiflexion d’environ 8° (Perry 1992, Riener et al. 2002). Pendant cette phase, un mouvement de dorsiflexion de cheville est effectué pendant que l’extension du genou et de la hanche permettent l’ascension du centre de gravité (Perry 1992). Le couple atteint un maximum local en plantiflexion d’environ 0,6 N.m/kg entre 10 et 20 % du cycle de marche (Perry 1992, Riener et al. 2002). En descente d’escalier, la cheville est à 20° de plantiflexion à l’attaque du pas . Un mouvement de dorsiflexion de 30° ainsi qu’un couple de plantiflexion d’environ 1,2 N.m/kg peuvent être observés. La cheville joue un rôle d’amortisseur résultant en un maximum de puissance à environ 10 % du cycle de -2,5 W/kg (Perry 1992, Riener et al. 2002).

Appui unipodal (10-50 % du cycle de marche) 

A plat, pendant la première moitié de la phase d’appui unipodal, un mouvement progressif de dorsiflexion de cheville autorise le mouvement du tibia vers l’avant pendant que le pied est à plat sur le sol (Figure I-3). Pendant la seconde moitié de cette phase, le talon décolle du sol vers 30 % du cycle de marche et le centre de pression se déplace au niveau des métatarses tandis que la cheville continue son mouvement de dorsiflexion. Ce déplacement du centre de pression est associé à une augmentation du couple de plantiflexion de la cheville atteignant 1,5 N.m/kg juste avant le début du second double appui (Villa 2014). La cheville effectue un mouvement de dorsiflexion d’une amplitude de 15° (passant de 5° de plantiflexion à 10° de dorsiflexion) pendant toute cette phase. Le décollement du talon vers 30 % du cycle de marche permet de maintenir la hauteur du centre de gravité (Perry 1992). En descente de pente, le moment maximal de plantiflexion diminue (1,21 N.m/kg en pente 12 %) alors que l’angle de dorsiflexion maximal augmente légèrement par rapport au plat (Lay et al. 2006, Villa 2014). En montée de pente, une augmentation de la dorsiflexion maximale peut être observée (McIntosh et al. 2006). Cette augmentation permet le maintien du pied à plat sur le sol plus longtemps apportant une stabilité du sujet sur son appui pendant l’élévation de son centre de gravité (Vickers et al. 2008). Le moment maximal de plantiflexion à la cheville augmente jusqu’à 1,67 N.m/kg pour une pente à 12 % (Villa 2014). En montée d’escalier, la dorsiflexion de cheville atteint 15 à 20° vers 10 % du cycle de marche, puis un mouvement de plantiflexion de cheville est réalisé pour laisser le tibia progresser vers l’avant une fois le pied à plat sur la marche. Le deuxième maximum de couple de plantiflexion de cheville est atteint vers la fin de la phase d’appui unipodal correspondant à environ 1,2 à 1,5 N.m/kg (Nadeau et al. 2003, Perry 1992, Riener et al. 2002, Sinitski et al. 2012). En descente d’escalier, le mouvement de dorsiflexion initié en début de cycle continue pour atteindre un angle de 33° de dorsiflexion en fin de phase d’appui unipodal (Perry 1992, Riener et al. 2002 — Figure I-4 coté controlatéral). À cet instant, un second maximum de moment de plantiflexion de cheville, moins important que le premier, peut être observé (0,8 N.m/kg — Perry 1992, Riener et al. 2002). Cette dorsiflexion de cheville associée au couple de plantiflexion permet de contrôler la vitesse de descente jusqu’à la prochaine marche (Sinitski et al. 2012).

Table des matières

Introduction générale
Rappel des principales adaptations cinématiques et dynamiques des membres inférieurs chez le sujet non amputé dans différentes situations de la vie courante
1.1. Rôle et adaptation du pied et de la cheville
a. Premier double appui (0-10 % du cycle de marche)
b. Appui unipodal (10-50 % du cycle de marche)
c. Second double appui (50-60 % du cycle de marche)
d. Phase oscillante (60-100 % du cycle de marche)
1.2. Adaptation du genou
a. Phase d’appui (0-60 % du cycle de marche)
b. Phase oscillante (60-100 % du cycle de marche)
Fonctionnement des dispositifs prothétiques et évaluation de la marche en laboratoire : apport du contrôle par microprocesseur
2.1. Genoux prothétiques
a. Fonctionnement des genoux prothétiques non électroniques
b. Apport du contrôle par microprocesseur (évaluation quantitative en laboratoire)
2.2. Pied-chevilles prothétiques
a. Fonctionnement des pieds prothétiques à restitution d’énergie
b. Apport du contrôle par microprocesseur
2.3. Limites de l’appareillage
2.4. Système de genou-cheville
a. Prothèse de genou-cheville de la Vanderbilt University
b. SPCM
2.5. Synthèse et objectifs de la partie I
Travail personnel : Recherche de paramètres biomécaniques caractérisant les fonctions d’un système genou-cheville dans différentes situations de la vie courante
3.1. Introduction générale
a. Paramètre fonctionnel de la phase d’appui quantifiant la stabilité
b. Paramètre fonctionnel de la phase oscillante lié au risque de chute
c. Paramètre quantifiant la sur-sollicitation du membre controlatéral en descente d’escalier
d. Synthèse et objectifs
3.2. Matériel et Méthodes
a. Matériel
Boris Dauriac Table des matières
b. Recrutement
c. Vitesse de marche
d. Méthode de calcul du temps de pied à plat
e. Méthode de calcul de la distance minimale entre l’avant-pied et le sol
f. Moment intersegmentaire au niveau du genou controlatéral
3.3. Résultats
a. Temps de pied à plat
b. MinTC
c. Moment intersegmentaire au niveau du genou controlatéral en descente d’escalier
3.4. Discussion
a. Temps de pied à plat
b. MinTC
c. Moment intersegmentaire au niveau du genou controlatéral en descente d’escalier
Conclusion générale 

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