Lateral steps reveal adaptive biomechanical strategies in adolescent idiopathic scoliosis

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Annales de re´adaptation et de me´decine physique 51 (2008) 630–641 http://france.elsevier.com/direct/ANNRMP/

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Lateral steps reveal adaptive biomechanical strategies in adolescent idiopathic scoliosis Le pas late´ral re´ve´lateur de strate´gies biome´caniques dans la scoliose idiopathique de l’adolescence A.-V. Bruyneel a,*, P. Chavet a,*, G. Bollini b, P. Allard c, E. Berton a, S. Mesure a a

UMR 6152 CNRS, laboratoire mouvement et perception, universite´ de la Me´diterrane´e, 163, avenue de Luminy, C.P. 910, 13288 Marseille cedex 9, France b Service de chirurgie orthope´dique infantile, hoˆpital CHRU La Timone, boulevard Jean-Moulin, 13385 Marseille, cedex 5, France c De´partement de kine´siologie, universite´ de Montre´al, 2100, boulevard Edouard-Montpetit, bureau 7207, C.P. 6128, succursale centre-ville, Montre´al, Que´bec H3C 3J7, Canada Received 6 February 2008; accepted 21 May 2008

Abstract Introduction. – Adolescent idiopathic scoliosis (characterized by a morphological deformation of the trunk) prompts the development of new postural control strategies. This adaptation has an influence on the dynamics of motor behaviour. The present study analysed ground reaction forces during lateral stepping in order to highlight the dynamic consequences of idiopathic scoliosis. Material and methods. – Ten adolescents suffering from idiopathic scoliosis with right thoracic curvature (Cobb angle 158) and 15 healthy adolescents participated in the study. We used two force platforms to record ground reaction forces for the right and left legs during large and small lateral steps (LSs). Results. – Our results revealed intergroup and interlimb differences for both types of step. For small LSs, right-side (i.e. convexity side) initiation induced a significant increase in the ground reaction force impulse during the postural phase for the scoliotic group, when compared with the control group. For large LSs, left-side (i.e. concavity side) initiation induced a significant increase in ground reaction force impulse during the landing phase only. Patients always displayed slower dynamic behaviour than healthy controls. For both stepping sides, the asymmetry index (AI) was higher in the scoliotic group than in the control group (0.2  AI  85 in the scoliotic group versus 0.1 < AI > 24.4 in the control group). Furthermore, the scoliotic group showed a significant increase in the variability of the dynamic parameters (> 8%). Conclusion. – In scoliotic subjects, lateral stepping prompts specific dynamic behaviour affecting both limbs, in order to maintain balance during movement despite spinal deformation. This stepping task could be used in future studies to identify specific motor strategies. # 2008 Elsevier Masson SAS. All rights reserved. Re´sume´ Objectif. – La modification morphologique du tronc de la scoliose idiopathique provoque une redistribution des masses qui sous-tend l’existence de nouvelles strate´gies dynamiques lors de la re´gulation posturale. Notre e´tude visait a` analyser les de´terminants biome´caniques de la re´gulation posturale lors de la re´alisation d’un pas late´ral en fonction de la de´formation rachidienne inhe´rente a` cette pathologie. Mate´riels et me´thode. – Dix adolescentes pre´sentant une scoliose thoracique droite (angle de Cobb  158) et 15 adolescentes participaient a` cette e´tude. Deux plateformes de force ont enregistre´ les forces de re´actions du sol lors de la re´alisation de pas late´raux pour chaque membre infe´rieur (deux amplitudes teste´es : petit et grand pas). Re´sultats. – Lorsque le petit pas late´ral e´tait re´alise´ du coˆte´ de la convexite´ scoliotique, les patients se distinguaient des sujets te´moins par une augmentation significative de l’impulsion pour les trois composantes de la force de re´action (Fx, Fy, Fz) a` la phase posturale. Lors du long pas

* Auteur correspondant. E-mail address: [email protected] (A.V. Bruyneel). 0168-6054/$ – see front matter # 2008 Elsevier Masson SAS. All rights reserved. doi:10.1016/j.annrmp.2008.05.004

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late´ral dans la direction de la concavite´ scoliotique, c’e´tait la phase de re´ception qui pre´sentait une augmentation significative des impulsions. Les patients se de´marquaient des te´moins par un retard dans la gestion des forces. Nous avons e´tabli un indice d’asyme´trie diffe´rent entre les deux populations quel que soit le coˆte´ d’initiation (0,2  IA  85 sujets scoliotiques versus 0,1 < IA > 24,4 sujets te´moins). En outre, la variabilite´ des parame`tres dynamiques augmentait de manie`re significative pour les patients scoliotiques (> 8 %). Conclusion. – Nos re´sultats sugge`rent que la courbure scoliotique entraıˆne des strate´gies dynamiques adaptatives se traduisant par des asyme´tries importantes du controˆle postural. # 2008 Elsevier Masson SAS. All rights reserved. Keywords: Dynamics; Idiopathic scoliosis; Lateral step; Adaptive strategies Mots cle´s : Dynamique ; Scoliose idiopathique ; Pas late´ral ; Strate´gies adaptatives

1. English version 1.1. Introduction According to Champain [5], 2 to 4% of teenagers aged between 10 and 16 suffer from adolescent idiopathic scoliosis (AIS). Although the origin of this pathology is still unclear, several studies have identified genetic aspects [13] and endocrinal [8], histological [15] and neurophysiological factors [24]. Even though 67% of AIS patients suffer from vestibular disorders, no correlation was found between severity of the latter and the amplitude of scoliotic curvature [25]. Moreover, the visual system could be involved in the appearance of scoliosis, as this pathology appears to be six times more frequent in partially sighted children. The direction of spinal convexity is linked to labyrinthine [14] and ocular [21] predominance. In terms of spatial perception (including awareness of the body posture), Cheung et al. [9] reported that the angle between horizontal and vertical subjective perception increases as a function of the Cobb angle. This suggests that scoliotic patients organise and stabilize their postural behaviour on the basis of a biased spatial reference. These various perceptive disorders necessitate the functional implementation of adaptive postural control strategies. Observation of patients (both seeking to maintain static balance and performing a movement) should help identify these adaptive strategies. In the standing position, scoliotic patients show both a higher amplitude of postural oscillation [22] and excursion of the centre of pressure (COP) [7–20]. The spinal deformation modifies the relationship between the different body segments (spinal column and limbs) and prompts reorganisation of postural information and implementation of new strategies for maintaining postural stability [19]. These authors thus demonstrated that scoliotic subjects show a greater sway area for both the COP and the centre of mass, combined with a significant greater difference between the respective displacements of these two parameters. Given that postural balance is affected by the curvature pattern [14], female subjects presenting non-compensated curvature are less stable than those presenting double curvature. Moreover, young ectomorphic females (willowy girls with a thin skeleton and slim muscles) presenting a single scoliotic curvature show greater COP displacements than female subjects with endomorphic or mesomorphic somatotypes do [1]. In terms of the dynamic

control of movement, gait studies indicate that spinal deformation causes postural disturbances. Characteristic ground reaction force (GRF) data reveals asymmetric gait in all movement phases [10–23]. Furthermore, an increase in GRF variability (mainly in the mediolateral and anteroposterior axes) has been reported [16]. In AIS patients, morphological modifications of the trunk have a major impact on motor production parameters. Indeed, single-curve scoliosis involves the reorganisation of body segment masses [19]; whereas the leg on the convexity side bears extra weight, the leg on the concavity side bears insufficient weight. This change in mass distribution leads to motor production that is better suited to this asymmetrical situation [17]. Given that scoliosis is a pathology which progresses in all three spatial dimensions, a movement produced in a direction other than the anteroposterior axis should amplify the dynamic effects of the scoliotic curvature and therefore reveal patient-specific dynamic strategies. Step initiation has already been used as an investigative protocol in pathologies such as gonarthrosis [2]. The main advantage of this simple movement is its ease of reproduction in the frontal axis. The present study sought to assess the dynamic characteristics of postural control during production of a LS in patients suffering from right thoracic AIS. It also aimed at identifying the adaptive dynamic behaviour applied at the onset of movement (i.e. the effect of side) and as a function of the amplitude of the step (i.e. the effect of amplitude). 1.2. Materials and methods Twenty-five young female subjects participated in the study and formed a 15-subject control group (CG) and a 10-subject scoliotic group (SG). Recruitment of the control group was performed in several high schools. Recruitment of the scoliotic group was performed in the paediatric orthopaedic surgery department at Timone Hospital in Marseilles, France, under the supervision of an orthopaedic surgeon with extensive experience of assessing the progression of scoliotic conditions. Only right-side thoracic scolioses were selected, with an ectomorphic morphology as a dominant characteristic (90% of subjects). This homogenous selection enabled better assessment of the influence of morphological modifications on movement (i.e. biomechanical aspects). Moreover, single-curve thoracic AIS amplifies the specific features of pathological

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dynamic movement more than lumbar AIS does [14]. All the scoliotic patients in the present study were affected by a single curvature (non-compensated scoliosis), with a Cobb angle greater than or equal to 188 (mean: 33.4  11.74˚), a gibbosity measuring 16 mm on average (range: 5–27 mm) and a mean Risser test score of 3.1 (range: 1–4). Of the 10 AIS patients, only two displayed a standard, horizontal orientation of the scapular and pelvic girdles in the frontal axis. No disparities between the legs were detected during the clinical tests. None of the patients showed any associated pathologies and none had undergone surgery. In contrast, all patients were receiving orthopaedic treatment and had been wearing a rigid surgical corset [20] for an average period of eight months prior to the study. However, the experiment itself was run without the corset. The two groups were matched for age (13  1.7 years), height (1.57  1.7 0.08 m) and weight (48.3  9.3 kg). The experimental protocol was validated by our Regional Ethics Committee (reference: ID RCB: 2006-A00289-42) and written, informed consent was provided by all the study participants or their legal representatives. Dynamic analysis was performed by recording the signals from two in-ground AMTI1 force platforms (FPs). Extensometric gauges mounted on the FPs measured the three GRF components, i.e. the mediolateral (Fx), anteroposterior (Fy) and vertical (Fz) forces. The FP acquisition frequency was set to 100 Hz [2–11]. Foot laterality was tested by means of a postural protection reflex at step onset, triggering reactivity of the dominant side and enabling identification of the dominant (D) leg and the non-dominant (nD) leg. Each subject had to successively initiate four series of five LSs for which the investigator communicated the direction (D or nD side) and amplitude (small or large LS) at the last moment and in a pseudo-random order. Data was processed using MATLAB v.6 and Mathworks software routines, according to the following five-stage procedure. The first stage involved standardizing the force signal amplitude as a function of the participant’s bodyweight. The second stage characterized the signal from the supporting FP (from which movements are initiated) and that from the impacted FP (onto which participants stepped); the first GRF value recorded by the impacted FP determined t0. The third stage consisted in recording the change over time in the three components during the LS on the D and nD sides. The resulting graphical representation (with t0 as the origin) enabled us to pinpoint cusps in the mean curves and identify the force components. The mean value was calculated for the three forces and for each index (between -1000 ms and + 1000 ms). The fourth stage consisted in calculating the impulse response. This physical parameter is equal to the force (N) multiplied by the time over which the force acts (ms) (Fig. 1). Lastly, the fifth stage consisted in calculating the number and amplitudes (relative to t0) of all the force peaks identified in stage three of the data processing procedure (Fig. 1). We completed our data processing procedure by calculating the dynamic AI [6] ((D  nD/D)  100) for all studied parameters (force peaks, impulses and number of occurrences for the three GRF components). De Vita et al. [12]

Fig. 1. Change over time in the three components (Fx, Fy and Fz) and the reaction force (N) during a lateral step (ms). The t0 index represents the time at which the initiating foot contacts the impacted FP. For each force component, specific extrema points (#) (normalised against t0) were identified. The calculated impulse is represented by the area under each curve.

demonstrated that from a biomechanical viewpoint, an AI of 5% or more is pertinent for characterizing functional dynamic asymmetry between the two legs. For each calculated parameter, the normality of distribution was checked using a Shapiro–Wilk test. The statistical validity of our hypotheses was tested using an analysis of variance (Anova) in Statistica (version 6) from Statsoft. Newman–Keuls post-hoc tests were performed in order to assess specific interactions. Lastly, correlation tests were used to assess the changes over time in mediolateral and anteroposterior forces. The significance level was set to p < 0.05 for all tests.

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Fig. 2. The Fx, Fy and Fz components’ resulting vector (N) for the small lateral step on the supporting FP for the D side. The interval between each vector is 3 ms. Graph A (on the left) represents the control group and graph B (on the right) represents the scoliotic group. Critical points are identified for both groups: the onset and the end of movement, the inter-peak support phase (1), the impact peak (2) and the resulting vector (3).

1.3. Results Characterization of the study population involved successive identification of (1) the relationship between the mediolateral and anteroposterior force components, (2) the effect of the side from which movement was initiated, (3) the effect of amplitude and (4) the variability of the studied parameters. (1) In the CG, Fx (the mediolateral force) and Fy (the anteroposterior force) were correlated for both LS amplitudes (r = 0.71 for both small and large LSs). In the SG, correlation was greater for the LSs than for large LSs (r = 0.76 for small LSs versus r = 0.60 for large LSs). Hence, although the correlation was higher in the SG than in the CG for small LSs (r = 0.76 in the SG versus r = 0.71 in the CG), the correlation was lower in the SG than in the CG for large LSs (r = 0.71 in the CG versus r = 0.60 in the SG). (2) Data from the supporting FP revealed significant intergroup differences on the D side: whereas Fy impulses were stronger in the SG than in the CG (Fy: 1088.15  655.49 Nms in the SG versus 833.99  285 Nms in the CG, p < 0.037), the opposite was observed for Fz (Fz: 78178.02  6427.49 Nms in the SG versus 82704.13  4714.68 Nms in the CG, p < 0.008). Furthermore, the SG showed a significantly later force peak time (for Fx, Fy, and Fz, peak times were greater than 8% in the SG compared with CG, 0.0002 < p< 0.034) (Fig. 3) and a significant decrease in amplitude for Fy (12.92  18.44 N in the SG versus 18.89  9.01 N in the CG, p < 0.018) (Fig. 2). No significant intergroup differences for impulses and amplitudes were observed for Fx. On the impacted FP, an intergroup comparison revealed significant differences on the nD side. The SG consistently showed stronger impulses for all three GRF components: Fx (5524.31  4642.56 Nms in the SG versus 3928.88  3856.64 Nms in the CG, p < 0.042), Fy (1389.80  1197.30 Nms in the SG versus 648.30  524.91 Nms in the CG, p < 0.0001) and Fz (12892.50  5728.04 Nms in the SG versus 9933.48  4159.84 Nms in the CG, p < 0.0012). The SG also showed a greater amplitude for Fy on the nD side, compared

with the CG (78.37  20.74 N in the SG versus 65.48  17.96 N in the CG, p < 0.016). In terms of the change over time in each force, the SG shows significantly later peak times for all three components, when compared with the CG (SG peak time greater than 19% for Fx, greater than 34% for Fy, and greater than 25% for Fz: 0.0005 < p< 0.021 when considering pooled peak times) (Fig. 3). Calculation of the amplitudes for Fx and Fz did not reveal any significant intergroup differences. The calculated AI (Table 1) underlines inter-limb asymmetries in the SG for Fy (8.9  AI 85) and Fz (9.4  AI  29.8). The AI was not consistently greater for all Fx parameters (0.2 AI 66.5). Our calculations show that two thirds of the indexes of 5% or more were negative, which suggests increased values for the nD leg. In the SG, comparison of the AIs for small and large LSs revealed that the asymmetry was proportional with respect to the assessed indexes. When compared with the SG, the CG consistently showed lower AIs for Fx (0.5  AI  23.1), Fy (6.8 AI  36.4) and Fz (7.8  AI  10.9).

Fig. 3. Mean peak time for the pooled Fx, Fy and Fz forces on the supporting and impacted FPs during small and large lateral steps. The mean forces are represented for the dominant side (D.) and for the non-dominant side (nD.) and for the control group (CG, black histogram bars) and the scoliotic group (SG, white histogram bars). Statistically significant differences ( p < 0.05) between the two groups are indicated by an asterisk.

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Table 1 Small lateral step: asymmetry index for control and scoliotic groups

Shows asymmetry indexes (AIs) calculated for the control and scoliotic groups during small lateral step. The highest percentages in the two groups are shadowed and bold values represent asymmetry percentages greater than 5%.

(3) In both the CG and the SG, mean curves (synchronised from t0) revealed the good overall reproducibility of the dynamic patterns for both small and large LSs, i.e. irrespective of the step amplitude. The large LS resulted in significantly greater amplitudes for Fx ( p < 0.016), Fy ( p < 0.005) and Fz ( p < 0.006) and greater impulses (0.00002

8% versus > 5%, p < 0.05). In contrast, we did not observe an effect of group for variability on the nD side during the same phase. Whereas stepping on the nD side generated a significantly more variable data from the supporting FP (> 20% in the SG versus > 13% in the CG, p < 0.05), there were no observed intergroup differences on the D side. For large LSs and throughout the whole movement, the variability of all the measured parameters was higher in scoliotic subjects (> 17% in the SG versus > 10% in the CG, p < 0.05). 1.4. Discussion Our first objective was to characterise initiation of a LS as a marker of strategic biomechanical control. A LS is composed of a postural adjustment phase, a single support phase and a landing phase – just as in forward step initiation [1–3]. During these three phases, one can observe a synchronous change over time in the anteroposterior and mediolateral components linked

to the vertical force component. The postural adjustment phase is characterised by an antero-external GRF displacement relative to the support foot, followed by a shift in the posterointernal direction corresponding to a reduction in the vertical force component required for an optimal transition into the single support phase [3]. This next phase is characterised by another antero-external displacement, immediately followed by a reverse postero-internal movement that leads to projection of the center of mass outside the support surface area in the direction of the intended movement. As soon as the foot lands, a postero-external GRF displacement is recorded. This impact absorption is successively performed in the anteroposterior, mediolateral and vertical directions. The higher the force amplitude, the longer the time needed to reach the impact peak. This spatiotemporal control thus reveals a correlation between the supporting FP and the impacted FP. The increase in LS length emphasizes the high reproducibility of the overall dynamic pattern, with a correlated increase in parameter values. However, when step amplitude is low (i.e. a small LS), we observed a smaller displacement of the mediolateral component during the landing phase. This strategy (associated with a decrease in movement amplitude) reflects postural adaptation to movement execution. Our second objective was to assess the consequences of spinal deformation as a function of the movement-initiating side. Scoliotic patients showed asymmetry for the dynamic parameters observed during execution of both small and large LSs. Several authors have demonstrated that the scoliotic patient finds it hard to stabilise his/her balance in a static erect posture [22,7,19] and some even consider that vertical and horizontal references are disrupted in this population [9]. Given that the detection of sensorimotor information is essential for planning and executing an action [17], scoliotic patients must thus use a particular pre-movement control strategy. Sensory systems are not only disrupted but are also asymmetric in terms of cortical integration [4,14]. As a result, motor execution features a specific postural strategy for step initiation on each

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side. Our results show that the mechanical control of support forces fits with this asymmetry rationale. Indeed, our population of scoliotic patients showed lower GRFs during the postural phase on the D side, when compared with the CG. Given that application of these forces is also delayed in scoliotic patients, a stronger impulse is observed as a result. As previously demonstrated in walking [16], the strategic organization of the D-side leg seeks to compensate for the precarious balance during the postural phase. Scoliotic curvature changes internal forces [19] and the modified body mass displacement induces imbalance [17]. In the present study, scoliotic patients had to bear excess weight on the D side because it corresponded to the convexity side. This phenomenon is associated with a weight reduction on the contralateral leg. The two groups did not differ in terms of the dynamic control of the nD leg during the postural phase. In contrast, the landing phase is characterised by a consistent increase in all the studied parameters. This can be explained by the higher mediolateral acceleration needed to bring the masses back to the opposite side of the curvature. Calculation of the AI enabled us to detect differences between the scoliotic group and the control group. Although we observed dynamic asymmetries for both groups, these were more pronounced for the SG. This is consistent with previous results found in walking [10,23]. Two types of asymmetries can be distinguished: whereas the first type can be observed in both scoliotic patients and control subjects, the second type of asymmetry was only observed in scoliotic patients and led to an increase in the indexes, which correlated with the degree of spinal curvature in the SG. When performing a movement in the mediolateral axis, these patients systematically showed asymmetries for all anteroposterior and vertical component parameters. As demonstrated by Giakas et al. [16] in walking, the latter components (which do not apply in the direction of movement) are asymmetrically combined in order to maintain balance, regardless of the movement-initiating side. Overall, observations of the two groups emphasize the functional biomechanical nature of the dynamic strategies for ensuring optimal management of the mechanical energy. This motor production is regulated by primary motor programs that have to cope with the specific, scoliosis-linked strategies which result from worsening of the structural spinal deformation [18]. Our third objective was to test the effects and consequences of step amplitude on the biomechanical strategies adopted. In scoliotic patients, a small LS does not affect the AI more than a large LS. This suggests the implementation of a similar dynamic strategy for both step lengths. In contrast, on the D side, the minimal amplitude of the mediolateral force during the landing phase (on the supporting FP) is the same for both step amplitudes. This similar lateral displacement can be explained by the more challenging task of managing the increased inertia on the D side, regardless of the step amplitude. This strategy corresponds to execution of a scoliosis-specific motor program. Once the inertia has been overcome, the precarious balance causes the subject to tip over significantly towards the convexity side. On the nD side, the amplitude of the mediolateral component produced when taking the small LS

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did not reveal an effect of group. The synchronous organisation of mediolateral and anteroposterior components was revealed by a higher correlation between the two parameters for the small LS than for the large LS. Step amplitude is greater in the latter condition, with a corresponding increase in acceleration of the body masses. This makes it more difficult for subjects whose balance is already disrupted by spinal curvature to synchronise the mediolateral and anteroposterior forces [11]. As previously observed in walking [7], the more uncertain balance in scoliotic subjects leads to time delays for all step amplitudes and all movement phases. Specific time-course adaptations must take into account the morphological and scoliotic characteristics of each patient. When combined with the ontogenic progression, these characteristics may explain the observed variability in the implemented motor strategies. We observed more variability in the SG than in the CG, which is consistent with previous studies on walking and the upright stance [16,11]. For the small LS, the resulting variability in the SG was only higher when the motor production differed from that of the CG. For the large LS, this variability was higher in the patients for all studied parameters and all conditions. It is thus more pertinent to study motor strategy adaptability in scoliotic patients performing a small LS. Taken as a whole, our results suggest that behaviour adaptability is directly linked to an individual’s mechanical characteristics. Consequently, spinal deformations, specific anatomopathological features and compensatory phenomena must all be taken into account during functional rehabilitation. Hence, postural rehabilitation in these conditions should involve a displacement task in a specific axis - perpendicular to the walking axis, if possible. We now intend to investigate an interaction between the dynamics of postural control and an inter-axis movement combination. Given that current evaluation and rehabilitation procedures tend to be rather static, we believe that an overall rehabilitation programme including dynamic aspects of postural control would have direct value. Encouraging scoliotic patients to perform physical activities would also be profitable, as the essence of these activities relates to precise motor control and gesture adaptability in several axes and features interactions with both static and dynamic aspects of postural motor behaviour. In conclusion, the consequences of AIS-related morphological modifications of the trunk are highlighted by asymmetric dynamic control of lateral steps that are initiated on the D and nD sides, respectively. Whereas scoliotic patients differ from control subjects on the D side during the postural phase, only the landing phase displays specific effects on the nD side. The time course of the step reveals consistently longer/later movement in AIS subjects. A small LS better identifies differences between the AIS and control populations studied here, since all the subjects appeared to adopt similar strategies (with lower variability) when performing a large LS. Consequently, the small LS protocol could be used as a complementary tool for understanding dynamic motor strategies in AIS. This protocol make may it possible to envisage AIS rehabilitation programmes which involve appropriate adjustments of the subject’s dynamic behaviour during movement.

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2. Version franc¸aise 2.1. Introduction Selon Champain [5], la pre´valence de la scoliose idiopathique de l’adolescent (SIA) est de 2 a` 4 % entre dix et 16 ans. L’origine de cette pathologie reste encore inconnue mais plusieurs e´tudes ont identifie´ des troubles ge´ne´tiques [13], des facteurs endocriniens [8], des facteurs histologiques [15] et des facteurs neurophysiologiques [24]. Au niveau sensoriel, les patients pre´sentant une SIA souffrent de troubles vestibulaires dans 67 % des cas sans toutefois que la gravite´ de la scoliose puisse eˆtre associe´e a` l’importance de l’atteinte [25]. De plus, il semble que le syste`me visuel soit implique´ dans l’apparition de la scoliose, cette pathologie serait six fois plus fre´quente chez les enfants malvoyants [4]. La direction de la convexite´ rachidienne est lie´e a` la pre´dominance late´rale labyrinthique [14] et oculaire [21]. Au niveau de la perception spatiale inte´grant la prise de conscience du sche´ma corporel, Cheung et al. [9] pre´cisent que l’angle entre la perception subjective de l’horizontale et de la verticale est d’autant plus augmente´ que l’angle de Cobb de la scoliose est important. Cela sugge`re que le patient scoliotique doit organiser et stabiliser son e´quilibre a` partir d’une re´fe´rence spatiale fausse´e. Tous ces troubles sensitivoperceptifs ne´cessitent la mise en œuvre de strate´gies adaptatives du controˆle postural observables lors du maintien d’une position statique et dans la re´alisation d’un mouvement. En position e´rige´e, les patients scoliotiques pre´sentent une augmentation de l’amplitude des oscillations posturales [22] associe´e a` une excursion plus importante du centre de pression (CP) [7–20]. La de´formation rachidienne modifie la relation entre les diffe´rents segments corporels (rachis et membres), impliquant la re´organisation de l’information par de nouveaux choix strate´giques pour assurer la stabilite´ [19]. Ces auteurs montrent ainsi que ces sujets scoliotiques pre´sentent une augmentation de l’aire d’oscillation du CP et du centre de masse associe´e a` une augmentation significative de l’e´cart entre le de´placement de ces deux parame`tres. L’e´quilibre postural est affecte´ par le type de courbure [14], ainsi les filles pre´sentant une courbure non compense´e sont moins stables que celles ayant une double courbure. En outre, les jeunes filles ectomorphes (filles longiligne a` ossature fine et avec peu de masse musculaire) a` courbure scoliotique unique ont une augmentation du de´placement du CP par rapport a` celles pre´sentant un autre morphotype (endomorphe ou me´somorphe) [1]. Au niveau de l’organisation dynamique du mouvement, les travaux sur la marche indiquent que la de´formation du rachis provoque des perturbations posturales qui implique une marche asyme´trique entre les deux membres infe´rieurs au niveau de la force de re´action du sol (FRS) dans la totalite´ des phases du mouvement [10–23]. Par ailleurs, les auteurs pre´cisent qu’il existe une augmentation de la variabilite´ de la FRS, principalement dans les directions me´diolate´rale et ante´roposte´rieure [16]. La modification morphologique du tronc dans la SIA influe sur les parame`tres dynamiques de la production motrice. En effet, la scoliose a` courbure unique implique une re´organisation des masses segmentaires [19]. De`s lors, du coˆte´ de la convexite´

de la courbure le membre infe´rieur est en surcharge et du coˆte´ de la concavite´ de la courbure le membre est en de´charge. Cette modification de la distribution des masses va impliquer une production motrice adapte´e a` cette situation asyme´trique [17]. Dans la mesure ou` la scoliose est une pathologie qui se de´veloppe dans les trois plans de l’espace, un mouvement organise´ dans une direction autre que ante´roposte´rieure, semble approprie´ pour amplifier l’effet dynamique de la courbure scoliotique et re´ve´ler les strate´gies dynamiques spe´cifiques aux patients. L’initiation du pas est un paradigme de´ja` utilise´ pour analyser certaines pathologies, telles que la gonarthrose [2]. Ce mouvement simple a l’avantage de pouvoir eˆtre facilement reproductible dans le plan frontal. Les objectifs de notre e´tude sont de de´finir les caracte´ristiques dynamiques du controˆle postural lors de la re´alisation d’un pas late´ral pour une population de patients pre´sentant une SIA de type thoracique droite et de caracte´riser les comportements dynamiques adaptatifs de ces sujets lors de l’initiation du mouvement (effet du coˆte´) et lors de la variation de l’amplitude de ce mouvement (effet de l’amplitude). 2.2. Mate´riel et me´thode Vingt-cinq jeunes filles participent a` cette e´tude dont un groupe « te´moin » (GT) de 15 filles et un groupe « scoliotique » (GS) de dix filles. Le recrutement des volontaires est re´alise´ dans plusieurs colle`ges d’enseignement secondaire. Les sujets scoliotiques sont recrute´s dans un service de chirurgie orthope´dique infantile (CHU Timone-Marseille) par un chirurgien orthope´dique qui e´value la gravite´ de la pathologie. Seules des scolioses thoraciques droites sont retenues avec une dominante de morphologie ectomorphe (90 %). Cette se´lection particulie`re homoge`ne nous permet de caracte´riser l’influence de la modification morphologique sur le mouvement (aspect me´canique). Par ailleurs, la SIA thoracique a` une seule courbure majore les particularite´s du comportement dynamique par rapport aux SIA de type lombaire [14]. Les patientes scoliotiques pre´sentent toutes des courbures uniques (scolioses non compense´es) avec un angle de Cobb supe´rieur ou e´gal a` 188 (moyenne 33,4  11,74), une gibbosite´ de 16 mm en moyenne (minimum 5 et maximum 27 mm) et un test de Risser e´value´ a` 3,1 en moyenne (minimum 1 et maximum 4). Sur nos dix jeunes filles, seules deux ont un e´quilibre horizontal des ceintures scapulaire et pelvienne respecte´ dans le plan frontal. Lors des tests cliniques, nous n’avons de´cele´ aucune ine´galite´ des membres infe´rieurs. Ces patientes ne pre´sentent pas de pathologies associe´es et n’ont pas eu de traitement chirurgical, en revanche, pour toutes les patientes, un traitement orthope´dique de type « corset rigide » [20] a e´te´ entrepris avant notre e´valuation (moyenne de la dure´e du traitement : huit mois), toutefois, l’expe´rimentation est re´alise´e sans le port de corset. Les deux groupes sont apparie´s en aˆge (13  1,7 ans), en taille (1,57  0,08 m) et en masse (48,3  9,3 kg). Le protocole expe´rimental a e´te´ valide´ par le comite´ de protection des personnes re´gional (ID RCB : 2006-A00289-42) et un accord de consentement a e´te´ signe´ par les volontaires et leurs repre´sentants le´gaux.

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L’analyse dynamique est re´alise´e en enregistrant les signaux issus de deux plateformes de force (PF) (AMTI1) inte´gre´es au sol. Les jauges d’extensome´trie, principe de mesure des PF AMTI, renseignent sur les trois composantes de la FRS : les directions me´diolate´rale (Fx), ante´roposte´rieure (Fy) et verticale (Fz). La late´ralite´ podale est teste´e (par pousse´e poste´rieure et re´activite´ du coˆte´ dominant initiant le re´flexe de protection posturale par la strate´gie d’initiation du pas) afin d’identifier les membres dominant (D) et non dominant (nD). Chaque volontaire initie quatre se´ries de cinq pas late´raux successifs dont la direction [coˆte´s D et nD] et l’amplitude [petit pas late´ral ou long pas late´ral], lui sont indique´es au dernier moment par un expe´rimentateur selon un ordre randomise´. La fre´quence d’acquisition des PF est fixe´e a` 100 Hz [2–11]. Le traitement des donne´es est re´alise´ par des routines de programmation (MATLAB v.6, Matworks). Celui-ci est subdivise´ en cinq e´tapes successives. La premie`re e´tape concerne la normalisation des amplitudes des signaux de force en fonction de la masse de chaque participant. La deuxie`me e´tape distingue les signaux de la PF d’appui et de la PF d’impact, la PF d’appui est celle d’ou` le mouvement est initie´ alors que la deuxie`me PF re´ceptionne le pied initiateur du mouvement. La premie`re valeur de la FRS enregistre´e par la PF d’impact de´termine t0. La troisie`me e´tape consiste a` rapporter l’e´volution temporelle des trois composantes de force au cours du pas late´ral du coˆte´ D et du coˆte´ nD. La repre´sentation graphique de celles-ci nous permet de repe´rer les points de rebroussements des courbes moyennes identifiant les composantes de force avec t0 comme origine. Pour chaque indice (entre –1000 et +1000 ms), la valeur moyenne est calcule´e pour les trois forces. La quatrie`me e´tape consiste a` calculer l’impulsion. Cette donne´e physique est e´gale au produit d’une force (N) par sa dure´e d’application (ms) (Fig. 1). La cinquie`me e´tape est le calcul de l’amplitude et de l’occurrence des pics de force par rapport a` t0 pour les points spe´cifiques identifie´s lors de la troisie`me e´tape du traitement (Fig. 1). Pour comple´ter le traitement des donne´es, nous calculons l’indice d’asyme´trie dynamique entre les coˆte´s D et nD [6] : [(D – nD/D)  100], pour la totalite´ des parame`tres e´tudie´s (pics de forces, impulsions et occurrences pour les trois composantes de la FRS). De Vita et al. [12] pre´cisent qu’un indice supe´rieur ou e´gal a` 5 % est pertinent, d’un point de vue biome´canique, pour traduire une asyme´trie dynamique fonctionnelle entre les deux membres infe´rieurs. Pour chaque parame`tre calcule´, la normalite´ de la dispersion des donne´es est teste´e par le test statistique de Shapiro-Wilk. La validite´ statistique des hypothe`ses pose´es est teste´e en appliquant une analyse de la variance (Anova, Statistica, v.6, Statsoft). La valeur de p < 0,05 est conside´re´e comme seuil pour rejeter l’hypothe`se nulle. Enfin, la mesure des interactions a posteriori est re´alise´e via le test de Newman-Keuls pour tester les effets spe´cifiques. Pour caracte´riser l’e´volution des forces me´diolate´rale et ante´roposte´rieure, nous utilisons un test de corre´lation.

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Fig. 1. E´volution des trois composantes (Fx, Fy et Fz) de la force de re´action (N) lors du pas late´ral en fonction du temps (ms). L’indice t0 repre´sente le contact entre le pied initiateur du mouvement et la plateforme d’impact. Pour chaque composante de force ont e´te´ de´termine´s des points spe´cifiques (#) extrema pour lesquels amplitude et occurrence par rapport a` t0 ont e´te´ calcule´s. Le calcul de l’impulsion est repre´sente´ par l’aire sous chaque courbe.

2.3. Re´sultats La caracte´risation entre les deux populations traite successivement : (1) la relation entre les composantes de forces me´diolate´rale et ante´roposte´rieure, (2) l’effet du coˆte´ initiateur du mouvement, (3) l’effet de l’amplitude et enfin (4) la variabilite´ des parame`tres e´tudie´s. (1) Quel que soit le type de pas late´ral, Fx (force me´diolate´rale) et Fy (force ante´roposte´rieure) sont corre´le´es entre elles de manie`re e´quivalente pour le GT (GT : r = 0,71 pour les petit et long pas late´raux). Pour le GS, la corre´lation est plus e´leve´e pour le petit pas que pour le long pas late´ral (GS : r = 0,76 pour le petit pas late´ral versus r = 0,60 pour le long pas late´ral). Lors du petit pas late´ral, la corre´lation entre Fx et Fy est augmente´e pour le GS par rapport au GT (r = 0,76 pour le GS ` l’inverse, lors du long pas late´ral, versus r = 0,71 pour le GT). A

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Fig. 2. Vecteur re´sultant (N) des trois composantes Fx, Fy et Fz pour le PPL, sur la plateforme d’appui, coˆte´ D. La pe´riode entre chaque vecteur est de 3 ms. Le graphe A a` gauche repre´sente le groupe te´moin et le graphe B, a` droite, repre´sente le groupe scoliotique. Pour les deux groupes des points spe´cifiques sont identifies : le de´but du mouvement, la fin, la phase inter-pics a` l’appui (1), le pic d’impact (2) et l’occurrence (3) du vecteur re´sultant.

cette corre´lation est supe´rieure pour le GT (r = 0,60 pour le GS versus r = 0,71 pour le GT). (2) Sur la PF d’appui, le coˆte´ D du GS se distingue significativement du GT par : des impulsions en Fy augmente´es (Fy : 1088,15  655,49 Nms GS versus 833,99  285 Nms GT, p < 3,7.102) et en Fz diminue´es (Fz : 78178,02 Nms  6427,49 GS versus 82704,13 Nms  4714,68 GT, p < 8.103). Le GS pre´sente e´galement une augmentation significative des occurrences des pics de forces (Pour Fx, Fy et Fz, occurrences supe´rieures a` 8 % pour le GS par rapport au GT, 0,0002 < p < 0,034) (Fig. 3) et une amplitude de Fy significativement diminue´e (12,92  18,44 N pour le GS versus 18,89  9,01 N pour le GT, p < 1,8  102) (Fig. 2). Pour les impulsions et les amplitudes de la force Fx, les diffe´rences entre les deux groupes se sont re´ve´le´es non significatives. Sur la PF d’impact, la comparaison entre les deux groupes fait apparaıˆtre des diffe´rences significatives pour le coˆte´ nD. Le GS se distingue par des impulsions significativement supe´rieures pour les trois composantes de la FRS : Fx (5524,31  4642,56 Nms pour le GS versus 3928,88  3856,64 Nms pour le GT, p < 0,042), Fy (1389,80  1197,30 Nms pour le GS versus 648,30  524,91 Nms pour le GT, p < 0,0001) et Fz (12892,50  5728,04 Nms pour le GS versus 9933,48  4159,84 Nms pour le GT, p < 0,0012). Le coˆte´ nD du GS a e´galement une amplitude de Fy significativement supe´rieure au GT (78,37  20,74 N pour le GS versus 65,48  17,96 N pour le GT, p < 1,6.102). Au niveau temporel, le GS par rapport au GT pre´sente des occurrences de pics significativement retarde´es pour les trois forces (occurrences du GS > 19 % pour Fx, supe´rieures a` 34 % pour Fy et supe´rieures a` 25 % pour Fz, pour la totalite´ des occurrences : 0,0005 < p < 0,021). (Fig. 3) Les amplitudes calcule´es pour les forces Fx et Fz ne pre´sentent pas de diffe´rences significatives entre le GS et le GT. L’indice d’asyme´trie (Tableau 1) calcule´ met en e´vidence des asyme´tries intermembres dans le GS, au niveau des forces Fy (8,9  indice asyme´trie  85) et Fz (9,4  indice asyme´trie  29,8). Pour Fx, l’indice d’asyme´trie augmente´ n’est pas retrouve´ syste´matiquement pour tous les parame`tres (0,2  indice asyme´trie  66,5). Soixante-six pour cent des indices calcule´s supe´rieurs a` 5 % pre´sente un indice

d’asyme´trie ne´gatif, ce qui exprime une valeur augmente´e pour le membre nD. Dans le GS, lorsque nous comparons l’indice d’asyme´trie entre les petit et long pas late´raux, l’asyme´trie est proportionnelle en regard des indices e´value´s. Par rapport au GS, le GT pre´sente des indice d’asyme´trie infe´rieurs pour les composantes Fx (0,5  indice asyme´trie  23,1), Fy (6,8  indice asyme´trie  36,4) et Fz (7,8  indice asyme´trie  10,9). (3) Pour le GT et GS, les courbes moyennes synchronise´es a` partir de t0 pour le petit pas late´ral et le long pas late´ral illustrent la reproductibilite´ globale du patron dynamique inde´pendamment de l’amplitude du pas. Le long pas late´ral augmente significativement l’amplitude des forces Fx ( p < 0,016), Fy ( p < 0,005) et Fz ( p < 0,006), ainsi que les impulsions (0,00002 < p < 0,047) et les valeurs de temps (0,00001 < p < 0,021). Pour le GT, le de´placement de Fx sur la PF d’appui, a` la phase de re´ception, est significativement plus important lors du long pas late´ral que lors du petit pas late´ral (1,70  27,14 N versus 10,87  19,00 N ; p < 1.104). Le GS ge´ne`re un de´placement me´diolate´ral non statistiquement diffe´rent quelle que soit l’amplitude du pas. Lorsque nous comparons les deux groupes pour ce point de Fx, le

Fig. 3. Occurrences moyennes des forces Fx, Fy et Fz lors du pas late´ral de faible et grande amplitude pour la plateforme d’appui (PF appui) et pour la plateforme d’impact (PF impact). L’occurrence moyenne des forces est repre´sente´e pour le coˆte´ dominant (D.) et pour le coˆte´ non dominant (nD.). Le groupe te´moin (GT) est repre´sente´ en sombre et le groupe scoliotique (GS) en clair. Le signe « * » signale une diffe´rence statistique (p < 0,05).

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Tableau 1 Petit pas late´ral : indice d’asyme´trie pour les groupes te´moin et scoliotique

Indice d’asyme´trie (I.A.) calcule´ pour les groupes te´moin et scoliotique lors du PPL. Les pourcentages les plus e´leve´s entre les deux groupes sont repre´sente´s par des zones ombre´es et les valeurs en gras correspondent aux pourcentages supe´rieurs a` 5 % d’asyme´trie.

de´placement est significativement plus important pour le GS que pour le GT (6,62  18,88 N versus 10,87  19,00 N) lors du petit pas late´ral ( p < 0,01), mais ce de´placement devient non significatif lors du long pas late´ral. (4) Pour le petit pas late´ral, sur la PF d’appui, lorsque le pas est re´alise´ du coˆte´ D, la variabilite´ des parame`tres dynamiques est significativement augmente´e pour le GS par rapport au GT (> 8 % versus > 5 %, p < 0,05). A contrario, pour cette meˆme phase, lorsque le pas est re´alise´ du coˆte´ nD la variabilite´ ne pre´sente pas de diffe´rence significative avec le GT. Sur la PF d’appui, c’est le pas re´alise´ du coˆte´ nD, qui provoque une augmentation significative ( p < 0,05) de la variabilite´ (> 20 % pour le GS versus > 13 % pour le GT) alors que le pas initie´ par le coˆte´ D ne montre pas de diffe´rence significative entre les deux groupes. Lors du long pas late´ral, la variabilite´ est augmente´e pour la totalite´ des parame`tres chez les sujets scoliotiques (> 17 % pour le GS versus >10 % pour le GT, p < 0,05), sur l’ensemble du mouvement. 2.4. Discussion Notre premier objectif visait a` caracte´riser l’initiation du pas late´ral comme source d’organisation biome´canique strate´gique. Nous retrouvons dans ce pas late´ral une phase posturale, une phase monopodale portante et une phase de re´ception, identiques a celles observe´es lors de l’initiation ante´rieur du pas [1–3]. Au cours de ces trois phases, nous observons une e´volution synchrone des composantes ante´roposte´rieure et me´diolate´rale lie´e a` la composante de la force verticale. La phase posturale est caracte´rise´e par un de´placement ante´roexterne de la FRS par rapport au pied d’appui suivi d’un retour dans la direction poste´ro-interne ce qui correspond a` un alle`gement de la composante de la force verticale et ne´cessaire a` la transition vers la phase monopodale portante [3]. La phase

monopodale portante se traduit a` nouveau par un de´placement ante´roexterne suivi imme´diatement du mouvement inverse poste´ro-interne entraıˆnant la projection du centre de masse hors de la surface d’appui, dans la direction du mouvement souhaite´. De`s la phase de re´ception, nous enregistrons au niveau du pied d’impact un de´placement de la FRS poste´roexterne. Cet amortissement de l’impact est re´alise´ successivement dans les directions ante´roposte´rieure, me´diolate´rale puis verticale. Plus l’amplitude des forces est e´leve´e, plus la dure´e pour atteindre ce pic d’impact est longue. Cette organisation spatiotemporelle est donc corre´le´e entre la PF d’appui et PF d’impact. L’augmentation de la longueur d’exe´cution du pas late´ral montre une reproductibilite´ de l’organisation ge´ne´rale du patron dynamique avec une augmentation corre´le´e des parame`tres. Cependant, nous observons un de´placement de la composante me´diolate´rale moindre pendant la phase de re´ception lorsque l’amplitude du pas est diminue´e (petit pas late´ral). Cette strate´gie associe´e a` la diminution de l’amplitude du mouvement est le reflet de l’adaptation posturale au mouvement. Notre deuxie`me objectif e´tait de tester les conse´quences de la de´formation rachidienne en fonction du coˆte´ initiateur du mouvement. Les patients scoliotiques pre´sentent une asyme´trie des parame`tres dynamiques analyse´s lors de la re´alisation du petit pas late´ral et long pas late´ral. Certains auteurs montrent que le patient scoliotique e´prouve des difficulte´s a` se stabiliser en posture e´rige´e statique [22,7,19] dans la mesure ou meˆme les re´fe´rentiels vertical et horizontal pour cette population sont perturbe´s [9]. Or la prise d’informations sensorimotrices est ne´cessaire pour pre´parer et re´aliser l’action [17], ce qui implique une strate´gie d’organisation particulie`re pre´alable au mouvement pour ces patients scoliotiques. Ces syste`mes sensoriels sont non seulement perturbe´s, mais e´galement asyme´triques au niveau de leur inte´gration corticale [4,14]. De`s lors, la production motrice fait place a` une organisation

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strate´gique propre a` chaque coˆte´ d’initiation du pas. Nos re´sultats montrent que l’organisation me´canique des forces d’appui comme d’impact re´pondent a` cette logique d’asyme´trie. En effet, notre population de patients scoliotiques de´veloppe pour la phase posturale une FRS diminue´e du coˆte´ D par rapport au GT. Cette force applique´e plus tardivement, implique une augmentation de l’impulsion. L’organisation strate´gique de ce membre D vise a` compenser la gestion pre´caire de l’e´quilibre de la phase posturale, comme cela a pu eˆtre de´montre´ lors de la marche [16]. La courbure scoliotique induit des modifications des forces internes [19] et le de´placement des masses induit un de´se´quilibre lors du mouvement [17]. Pour le GS, le coˆte´ D se trouve en surcharge puisqu’il correspond au coˆte´ de la convexite´ et ce phe´nome`ne est associe´ a` une de´charge du membre controlate´ral. Les deux groupes ne se distinguent pas dans la gestion dynamique pour la phase posturale du coˆte´ du membre nD. En revanche, la gestion de la phase de re´ception est caracte´rise´e par une augmentation de la totalite´ des parame`tres e´tudie´s. Cela s’explique par une acce´le´ration me´diolate´rale plus importante ne´cessaire pour ramener les masses du coˆte´ oppose´ a` la courbure. Le calcul de l’indice d’asyme´trie permet de de´tecter les diffe´rences par rapport au GT. Nous constatons la pre´sence d’asyme´tries dynamiques pour les deux groupes mais plus marque´e pour le GS. Cela confirme les re´sultats observe´s lors de la marche [10,23]. Deux types d’asyme´tries se distinguent : certaines s’observent chez les patients scoliotiques comme chez les sujets te´moins avec seulement une augmentation des indices associe´e a` la courbure et d’autres sont spe´cifiques uniquement au GS. La particularite´ des sujets scoliotiques est de pre´senter, pour un mouvement dans le plan me´diolate´ral, des asyme´tries syste´matiques quel que soit le parame`tre e´tudie´ pour les composantes ante´roposte´rieure et verticale. Comme l’a de´ja` montre´ Giakas et al. [16] lors de la marche, ces deux composantes qui ne sont pas dans le sens du mouvement se combinent de manie`re asyme´trique afin de prote´ger l’e´quilibre quel que soit le coˆte´ initiateur du mouvement. L’ensemble des strate´gies dynamiques observe´es pour les deux populations e´tudie´es laisse supposer un caracte`re fonctionnel biome´canique assurant une gestion optimale de l’e´nergie me´canique. Cette production est re´gule´e par des programmes moteurs primaires auxquels viendront s’ajouter les strate´gies propres a` la scoliose qui re´sultent de l’e´volution de la de´formation structurelle rachidienne [18]. Notre troisie`me objectif e´tait de tester l’effet de l’amplitude du pas et de sa conse´quence sur les strate´gies biome´caniques de´veloppe´es. Chez les patients scoliotiques, l’indice d’asyme´trie est marque´ de manie`re identique entre le petit pas late´ral et le long pas late´ral ce qui indique la mise en œuvre d’une strate´gie dynamique similaire. En revanche, lors du petit pas late´ral du coˆte´ D, l’amplitude minimale de la force me´diolate´rale, au moment de la phase de re´ception, est similaire a` celle du long pas late´ral (PF d’appui). Ce de´placement late´ral similaire s’explique par la gestion complexe de l’inertie accrue du coˆte´ D, quelle que soit l’amplitude du pas. Cette strate´gie correspond a` l’exe´cution d’un programme moteur approprie´ au de´veloppement de la scoliose. Une fois cette inertie vaincue, l’e´quilibre pre´caire

provoque une bascule importante vers le coˆte´ de la convexite´. Du coˆte´ nD, l’amplitude de la composante me´diolate´rale produite lors du petit pas late´ral est similaire a` celle des sujets te´moins. La gestion synchrone des deux composantes me´diolate´rale et ante´roposte´rieure se caracte´rise par une corre´lation supe´rieure pour le petit pas late´ral alors que cette dernie`re diminue lors de la re´alisation du long pas late´ral. Lors du long pas late´ral, l’acce´le´ration des masses augmente avec l’amplitude du pas. Cela entraıˆne une plus grande difficulte´ a` synchroniser les forces me´diolate´rales et ante´roposte´rieures pour des sujets ayant de´ja` un e´quilibre perturbe´ par la de´viation rachidienne [11]. L’e´quilibre plus ale´atoire entraıˆne pour le GS une organisation temporelle retarde´e, quelles que soient l’amplitude du pas et la phase du mouvement, ce qui a de´ja` e´te´ observe´ lors de la marche [7]. L’adaptation temporelle spe´cifique de chaque patient doit tenir compte de ses caracte´ristiques morphologiques et scoliotiques. L’e´volution ontoge´ne´tique associe´e a` ces caracte´ristiques explique la variabilite´ des strate´gies motrices mises en place. Une plus grande variabilite´ est observe´e pour GS par rapport au GT comme cela a e´te´ montre´ pour la marche et la station debout [16,11]. Pour le petit pas late´ral, si les sujets scoliotiques se distinguent des sujets te´moins, la variabilite´ est alors augmente´e pour les parame`tres e´tudie´s. Lors du long pas late´ral, cette variabilite´ est syste´matiquement augmente´e chez les patients scoliotiques inde´pendamment du coˆte´ d’initiation et des parame`tres e´tudie´s. De`s lors, l’adaptabilite´ des strate´gies motrices des patients scoliotiques est plus pertinente a` e´tudier lors de la re´alisation d’un petit pas late´ral. L’ensemble de ces re´sultats nous incite a` penser que l’adaptabilite´ du comportement est directement associe´ aux caracte´ristiques me´caniques de l’individu. De ce fait, les de´formations rachidiennes, leurs particularite´s anatomopathologiques et leurs phe´nome`nes compensatoires doivent automatiquement eˆtre inte´grer dans la prise en charge re´e´ducative. Une corre´lation entre l’angle de la scoliose et certains parame`tres dynamiques. De ce fait, la re´e´ducation posturale de ces pathologies doit inte´grer un de´placement dans un plan spe´cifique et si possible perpendiculaire a` celui de la marche. Nous envisagerons par la suite une interaction du controˆle postural dynamique avec une combinaison de mouvements interplans. Actuellement, les proce´dures de re´e´ducation et d’e´valuation sont plutoˆt statiques [20], alors que nous voyons un inte´reˆt e´vident d’une re´e´ducation globale incluant un aspect dynamique. D’ou` l’inte´reˆt e´galement pour les patients scoliotiques de proposer des d’activite´s physiques et sportives, dont le propre est le controˆle de la pre´cision et de l’adaptabilite´ du geste dans diffe´rents plans, interagissant a` la fois sur l’aspect statique et dynamique du comportement moteur postural. En conclusion, les conse´quences de la modification morphologique du tronc lie´es a` la SIA s’expriment lors de l’initiation du pas late´ral par une gestion dynamique asyme´trique entre les pas late´raux initie´s par les coˆte´s D et nD. Les scoliotiques du coˆte´ D se distinguent des sujets te´moins durant la phase posturale alors que seule la phase de re´ception est spe´cifique du coˆte´ nD. L’organisation temporelle du pas pre´sente un mouvement syste´matiquement plus lent. Dans la SIA, c’est le petit pas late´ral qui distingue le mieux les deux

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populations puisque la strate´gie est similaire au long pas late´ral mais pre´sente moins de variabilite´. De`s lors, le petit pas late´ral peut eˆtre un outil comple´mentaire a` la compre´hension des strate´gies dynamiques motrices de la SIA. Par ce protocole, il semble possible d’envisager la re´e´ducation des sujets scoliotiques par un ajustement adapte´ de leur comportement dynamique lors du mouvement. Re´fe´rences [1] Allard P, Chavet P, Barbier F, Gatto L, Labelle H, Sadeghi H. Effect of body morphology on standing balance in adolescent idiopathic scoliosis. Am J Phys Med Rehab 2004;83(9):689–97. [2] Atlani L, Viton JM, Mesure S, Delarque A, Massion J. Side-step analysis in knee arthritis subjects. Med Biol Eng Comp 1997;35:194. [3] Breniere Y, Do MC. Control of gait initiation. J Mot Behavior 1991;23(4): 235–40. [4] Catanzariti JF, Salomez E, Bruandet JM, Thevenon A. Visual deficiency and scoliosis. Spine 2001;1(26):48–52. [5] Champain N. Recherche des facteurs biome´caniques dans l’aggravation des scolioses idiopathiques. The`se de biome´canique ENSAM 2004. Pastel (Ed.), Paris, 2004; 14–22, online. [6] Chavet P, Lafortune MA, Gray JR. Asymmetry of lower extremity responses to external impact loading. Hum Mov Sci 1997;16:391–406. [7] Chen P, Wang J, Tsuang Y, Liao T, Huang P, Hang Y. The postural stability control and gait pattern of idiopathic scoliosis adolescent. Clin Biomech 1998;13(1):52–8. [8] Cheung KM, Wang T, Poon AM, Carl A, Tranmer B, Hu Y, Luk KD, Leong JC. The effect of pinealectomy on scoliosis development in young nonhuman primate. Spine 2005;30(18):2009–13. [9] Cheung J, Sluiter W, Veldhuizen A, Cool J, Van Horn J. Perception of vertical and horizontal orientation in children with scoliosis. J Orthop Res 2002;20:416–20. [10] Chockalingam N, Dangerfield P, Rahmatalla A, El Nasri A, Cochrane T. Assessment of ground reaction force during scoliotic gait. Eur Spine J 2004;22. online. [11] Chow D, Kwok L, Cheng J, Lao M, Holmes A, Au-Yang A, Yao F, Wong M. The effect of backpack weight on the standing posture and balance of schoolgirls with adolescent idiopathic scoliosis and normal controls. Gait Posture 2006;24(2):173–81.

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