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Lateral steps reveal adaptive biomechanical strategies

in adolescent idiopathic scoliosis

Le pas lateral revelateur de strategies biomecaniques

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 Mediterranee, 163, avenue de Luminy, C.P. 910,

13288 Marseille cedex 9, Franceb Service de chirurgie orthopedique infantile, hopital CHRU La Timone, boulevard Jean-Moulin,

13385 Marseille, cedex 5, Francec Departement de kinesiologie, universite de Montreal, 2100, boulevard Edouard-Montpetit, bureau 7207,

C.P. 6128, succursale centre-ville, Montreal, Quebec 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.

http://france.elsevier.com/direct/ANNRMP/

Disponible en ligne sur www.sciencedirect.com

Annales de readaptation et de medecine physique 51 (2008) 630–641

Resume

Objectif. – La modification morphologique du tronc de la scoliose idiopathique provoque une redistribution des masses qui sous-tend l’existence

de nouvelles strategies dynamiques lors de la regulation posturale. Notre etude visait a analyser les determinants biomecaniques de la regulation

posturale lors de la realisation d’un pas lateral en fonction de la deformation rachidienne inherente a cette pathologie.

Materiels et methode. – Dix adolescentes presentant une scoliose thoracique droite (angle de Cobb � 158) et 15 adolescentes participaient a cette

etude. Deux plateformes de force ont enregistre les forces de reactions du sol lors de la realisation de pas lateraux pour chaque membre inferieur

(deux amplitudes testees : petit et grand pas).

Resultats. – Lorsque le petit pas lateral etait realise du cote de la convexite scoliotique, les patients se distinguaient des sujets temoins par une

augmentation significative de l’impulsion pour les trois composantes de la force de reaction (Fx, Fy, Fz) a la phase posturale. Lors du long pas

* Auteur correspondant.

E-mail address: anne.bruyneel@etumel.univmed.fr (A.V. Bruyneel).

0168-6054/$ – see front matter # 2008 Elsevier Masson SAS. All rights reserved.

doi:10.1016/j.annrmp.2008.05.004

A.-V. Bruyneel et al. / Annales de readaptation et de medecine physique 51 (2008) 630–641 631

lateral dans la direction de la concavite scoliotique, c’etait la phase de reception qui presentait une augmentation significative des impulsions. Les

patients se demarquaient des temoins par un retard dans la gestion des forces. Nous avons etabli un indice d’asymetrie different entre les deux

populations quel que soit le cote d’initiation (0,2 � IA � 85 sujets scoliotiques versus 0,1 < IA > 24,4 sujets temoins). En outre, la variabilite des

parametres dynamiques augmentait de maniere significative pour les patients scoliotiques (> 8 %).

Conclusion. – Nos resultats suggerent que la courbure scoliotique entraıne des strategies dynamiques adaptatives se traduisant par des asymetries

importantes du controle postural.

# 2008 Elsevier Masson SAS. All rights reserved.

Keywords: Dynamics; Idiopathic scoliosis; Lateral step; Adaptive strategies

Mots cles : Dynamique ; Scoliose idiopathique ; Pas lateral ; Strategies 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. Obser-

vation 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 displace-

ments 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 ectomor-

phic 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 characte-

ristics 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 expe-

rience 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 assess-

ment of the influence of morphological modifications on

movement (i.e. biomechanical aspects). Moreover, single-curve

thoracic AIS amplifies the specific features of pathological

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 calcu-

lated impulse is represented by the area under each curve.

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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). Extenso-

metric 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]

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.

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).

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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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).

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%.

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(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 <p < 0.047) and

time values (0.00001 < p < 0.021). In the CG, the displace-

ment of Fx on the supporting FP during the landing phase

was significantly greater for large LSs than for small LSs

(1.70 � 27.14 N versus 10.87 � 19.00 N; p < 1 � 10-4). In the

contrast, the SG did not display significant differences in

mediolateral displacement when comparing the two-step

amplitudes. An intergroup comparison for Fx revealed a

significantly larger displacement in the SG than in the CG

(6.62 � 18.88 N versus 10.87 � 19.00 N) for small LSs.

However, the displacement effect disappears for large LSs.

(4) When small LSs were performed on the D side, the

variability of the dynamic parameters measured on the

supporting FP was significantly higher in the SG than in

the CG (> 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 postero-

internal 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 phenome-

non 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

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 evalua-

tion 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 morpholo-

gical 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 strate-

gies in AIS. This protocol make may it possible to envisage AIS

rehabilitation programmes which involve appropriate adjust-

ments of the subject’s dynamic behaviour during movement.

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2. Version francaise

2.1. Introduction

Selon Champain [5], la prevalence de la scoliose idiopa-

thique de l’adolescent (SIA) est de 2 a 4 % entre dix et 16 ans.

L’origine de cette pathologie reste encore inconnue mais

plusieurs etudes ont identifie des troubles genetiques [13], des

facteurs endocriniens [8], des facteurs histologiques [15] et des

facteurs neurophysiologiques [24]. Au niveau sensoriel, les

patients presentant une SIA souffrent de troubles vestibulaires

dans 67 % des cas sans toutefois que la gravite de la scoliose

puisse etre associee a l’importance de l’atteinte [25]. De plus, il

semble que le systeme visuel soit implique dans l’apparition de

la scoliose, cette pathologie serait six fois plus frequente chez

les enfants malvoyants [4]. La direction de la convexite

rachidienne est liee a la predominance laterale labyrinthique

[14] et oculaire [21]. Au niveau de la perception spatiale

integrant la prise de conscience du schema corporel, Cheung

et al. [9] precisent 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 suggere que

le patient scoliotique doit organiser et stabiliser son equilibre a

partir d’une reference spatiale faussee. Tous ces troubles

sensitivoperceptifs necessitent la mise en œuvre de strategies

adaptatives du controle postural observables lors du maintien

d’une position statique et dans la realisation d’un mouvement.

En position erigee, les patients scoliotiques presentent une

augmentation de l’amplitude des oscillations posturales [22]

associee a une excursion plus importante du centre de pression

(CP) [7–20]. La deformation rachidienne modifie la relation

entre les differents segments corporels (rachis et membres),

impliquant la reorganisation de l’information par de nouveaux

choix strategiques pour assurer la stabilite [19]. Ces auteurs

montrent ainsi que ces sujets scoliotiques presentent une

augmentation de l’aire d’oscillation du CP et du centre de

masse associee a une augmentation significative de l’ecart entre

le deplacement de ces deux parametres. L’equilibre postural est

affecte par le type de courbure [14], ainsi les filles presentant une

courbure non compensee 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 deplace-

ment du CP par rapport a celles presentant un autre morphotype

(endomorphe ou mesomorphe) [1]. Au niveau de l’organisation

dynamique du mouvement, les travaux sur la marche indiquent

que la deformation du rachis provoque des perturbations

posturales qui implique une marche asymetrique entre les deux

membres inferieurs au niveau de la force de reaction du sol (FRS)

dans la totalite des phases du mouvement [10–23]. Par ailleurs,

les auteurs precisent qu’il existe une augmentation de la

variabilite de la FRS, principalement dans les directions

mediolaterale et anteroposterieure [16].

La modification morphologique du tronc dans la SIA influe

sur les parametres dynamiques de la production motrice. En

effet, la scoliose a courbure unique implique une reorganisation

des masses segmentaires [19]. Des lors, du cote de la convexite

de la courbure le membre inferieur est en surcharge et du cote

de la concavite de la courbure le membre est en decharge. Cette

modification de la distribution des masses va impliquer une

production motrice adaptee a cette situation asymetrique [17].

Dans la mesure ou la scoliose est une pathologie qui se

developpe dans les trois plans de l’espace, un mouvement

organise dans une direction autre que anteroposterieure, semble

approprie pour amplifier l’effet dynamique de la courbure

scoliotique et reveler les strategies dynamiques specifiques aux

patients. L’initiation du pas est un paradigme deja utilise pour

analyser certaines pathologies, telles que la gonarthrose [2]. Ce

mouvement simple a l’avantage de pouvoir etre facilement

reproductible dans le plan frontal.

Les objectifs de notre etude sont de definir les caracteristi-

ques dynamiques du controle postural lors de la realisation d’un

pas lateral pour une population de patients presentant une SIA

de type thoracique droite et de caracteriser les comportements

dynamiques adaptatifs de ces sujets lors de l’initiation du

mouvement (effet du cote) et lors de la variation de l’amplitude

de ce mouvement (effet de l’amplitude).

2.2. Materiel et methode

Vingt-cinq jeunes filles participent a cette etude dont un

groupe « temoin » (GT) de 15 filles et un groupe « scoliotique »

(GS) de dix filles. Le recrutement des volontaires est realise

dans plusieurs colleges d’enseignement secondaire. Les sujets

scoliotiques sont recrutes dans un service de chirurgie

orthopedique infantile (CHU Timone-Marseille) par un

chirurgien orthopedique qui evalue la gravite de la pathologie.

Seules des scolioses thoraciques droites sont retenues avec une

dominante de morphologie ectomorphe (90 %). Cette selection

particuliere homogene nous permet de caracteriser l’influence

de la modification morphologique sur le mouvement (aspect

mecanique). Par ailleurs, la SIA thoracique a une seule

courbure majore les particularites du comportement dynamique

par rapport aux SIA de type lombaire [14]. Les patientes

scoliotiques presentent toutes des courbures uniques (scolioses

non compensees) avec un angle de Cobb superieur ou egal 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 evalue a

3,1 en moyenne (minimum 1 et maximum 4). Sur nos dix jeunes

filles, seules deux ont un equilibre horizontal des ceintures

scapulaire et pelvienne respecte dans le plan frontal. Lors des

tests cliniques, nous n’avons decele aucune inegalite des

membres inferieurs. Ces patientes ne presentent pas de

pathologies associees et n’ont pas eu de traitement chirurgical,

en revanche, pour toutes les patientes, un traitement

orthopedique de type « corset rigide » [20] a ete entrepris

avant notre evaluation (moyenne de la duree du traitement : huit

mois), toutefois, l’experimentation est realisee sans le port de

corset. Les deux groupes sont apparies en age (13 � 1,7 ans),

en taille (1,57 � 0,08 m) et en masse (48,3 � 9,3 kg). Le

protocole experimental a ete valide par le comite de protection

des personnes regional (ID RCB : 2006-A00289-42) et un

accord de consentement a ete signe par les volontaires et leurs

representants legaux.

Fig. 1. Evolution des trois composantes (Fx, Fy et Fz) de la force de reaction

(N) lors du pas lateral en fonction du temps (ms). L’indice t0 represente le

contact entre le pied initiateur du mouvement et la plateforme d’impact. Pour

chaque composante de force ont ete determines des points specifiques (#)extrema pour lesquels amplitude et occurrence par rapport a t0 ont ete calcules.

Le calcul de l’impulsion est represente par l’aire sous chaque courbe.

A.-V. Bruyneel et al. / Annales de readaptation et de medecine physique 51 (2008) 630–641 637

L’analyse dynamique est realisee en enregistrant les

signaux issus de deux plateformes de force (PF) (AMTI1)

integrees au sol. Les jauges d’extensometrie, principe de

mesure des PF AMTI, renseignent sur les trois composantes de

la FRS : les directions mediolaterale (Fx), anteroposterieure

(Fy) et verticale (Fz). La lateralite podale est testee (par

poussee posterieure et reactivite du cote dominant initiant le

reflexe de protection posturale par la strategie d’initiation du

pas) afin d’identifier les membres dominant (D) et non

dominant (nD). Chaque volontaire initie quatre series de cinq

pas lateraux successifs dont la direction [cotes D et nD] et

l’amplitude [petit pas lateral ou long pas lateral], lui sont

indiquees au dernier moment par un experimentateur selon un

ordre randomise. La frequence d’acquisition des PF est fixee a

100 Hz [2–11].

Le traitement des donnees est realise par des routines

de programmation (MATLAB v.6, Matworks). Celui-ci est

subdivise en cinq etapes successives. La premiere etape

concerne la normalisation des amplitudes des signaux de

force en fonction de la masse de chaque participant. La

deuxieme etape 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 deuxieme PF receptionne le pied initiateur

du mouvement. La premiere valeur de la FRS enregistree par

la PF d’impact determine t0. La troisieme etape consiste a

rapporter l’evolution temporelle des trois composantes de

force au cours du pas lateral du cote D et du cote nD. La

representation graphique de celles-ci nous permet de reperer

les points de rebroussements des courbes moyennes identi-

fiant les composantes de force avec t0 comme origine. Pour

chaque indice (entre –1000 et +1000 ms), la valeur moyenne

est calculee pour les trois forces. La quatrieme etape consiste

a calculer l’impulsion. Cette donnee physique est egale au

produit d’une force (N) par sa duree d’application (ms)

(Fig. 1). La cinquieme etape est le calcul de l’amplitude et de

l’occurrence des pics de force par rapport a t0 pour les points

specifiques identifies lors de la troisieme etape du traitement

(Fig. 1).

Pour completer le traitement des donnees, nous calculons

l’indice d’asymetrie dynamique entre les cotes D et nD [6] :

[(D – nD/D) � 100], pour la totalite des parametres etudies

(pics de forces, impulsions et occurrences pour les trois

composantes de la FRS).

De Vita et al. [12] precisent qu’un indice superieur ou egal a

5 % est pertinent, d’un point de vue biomecanique, pour

traduire une asymetrie dynamique fonctionnelle entre les deux

membres inferieurs.

Pour chaque parametre calcule, la normalite de la dispersion

des donnees est testee par le test statistique de Shapiro-Wilk. La

validite statistique des hypotheses posees est testee en

appliquant une analyse de la variance (Anova, Statistica, v.6,

Statsoft). La valeur de p < 0,05 est consideree comme seuil

pour rejeter l’hypothese nulle. Enfin, la mesure des interactions

a posteriori est realisee via le test de Newman-Keuls pour tester

les effets specifiques. Pour caracteriser l’evolution des forces

mediolaterale et anteroposterieure, nous utilisons un test de

correlation.

2.3. Resultats

La caracterisation entre les deux populations traite

successivement : (1) la relation entre les composantes de

forces mediolaterale et anteroposterieure, (2) l’effet du cote

initiateur du mouvement, (3) l’effet de l’amplitude et enfin (4)

la variabilite des parametres etudies.

(1) Quel que soit le type de pas lateral, Fx (force

mediolaterale) et Fy (force anteroposterieure) sont correlees

entre elles de maniere equivalente pour le GT (GT : r = 0,71

pour les petit et long pas lateraux). Pour le GS, la correlation est

plus elevee pour le petit pas que pour le long pas lateral (GS :

r = 0,76 pour le petit pas lateral versus r = 0,60 pour le long pas

lateral). Lors du petit pas lateral, la correlation entre Fx et Fy est

augmentee pour le GS par rapport au GT (r = 0,76 pour le GS

versus r = 0,71 pour le GT). A l’inverse, lors du long pas lateral,

Fig. 2. Vecteur resultant (N) des trois composantes Fx, Fy et Fz pour le PPL, sur la plateforme d’appui, cote D. La periode entre chaque vecteur est de 3 ms. Le graphe

A a gauche represente le groupe temoin et le graphe B, a droite, represente le groupe scoliotique. Pour les deux groupes des points specifiques sont identifies : le debut

du mouvement, la fin, la phase inter-pics a l’appui (1), le pic d’impact (2) et l’occurrence (3) du vecteur resultant.

Fig. 3. Occurrences moyennes des forces Fx, Fy et Fz lors du pas lateral 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-

sentee pour le cote dominant (D.) et pour le cote non dominant (nD.). Le groupe

temoin (GT) est represente en sombre et le groupe scoliotique (GS) en clair. Le

signe « * » signale une difference statistique (p < 0,05).

A.-V. Bruyneel et al. / Annales de readaptation et de medecine physique 51 (2008) 630–641638

cette correlation est superieure pour le GT (r = 0,60 pour le GS

versus r = 0,71 pour le GT).

(2) Sur la PF d’appui, le cote D du GS se distingue

significativement du GT par : des impulsions en Fy augmentees

(Fy : 1088,15 � 655,49 Nms GS versus 833,99� 285 Nms GT,

p < 3,7.10�2) et en Fz diminuees (Fz : 78178,02 Nms �6427,49 GS versus 82704,13 Nms � 4714,68 GT, p < 8.10�3).

Le GS presente egalement une augmentation significative des

occurrences des pics de forces (Pour Fx, Fy et Fz, occurrences

superieures a 8 % pour le GS par rapport au GT,

0,0002 < p < 0,034) (Fig. 3) et une amplitude de Fy significa-

tivement diminuee (12,92 � 18,44 N pour le GS versus

18,89 � 9,01 N pour le GT, p < 1,8 � 10�2) (Fig. 2). Pour les

impulsions et les amplitudes de la force Fx, les differences entre

les deux groupes se sont revelees non significatives.

Sur la PF d’impact, la comparaison entre les deux groupes fait

apparaıtre des differences significatives pour le cote nD. Le GS se

distingue par des impulsions significativement superieures

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 cote nD du GS a

egalement une amplitude de Fy significativement superieure au

GT (78,37 � 20,74 N pour le GS versus 65,48 � 17,96 N pour le

GT, p < 1,6.10�2). Au niveau temporel, le GS par rapport au GT

presente des occurrences de pics significativement retardees pour

les trois forces (occurrences du GS > 19 % pour Fx, superieures a

34 % pour Fy et superieures a 25 % pour Fz, pour la totalite des

occurrences : 0,0005 < p < 0,021). (Fig. 3) Les amplitudes

calculees pour les forces Fx et Fz ne presentent pas de differences

significatives entre le GS et le GT.

L’indice d’asymetrie (Tableau 1) calcule met en evidence

des asymetries intermembres dans le GS, au niveau des forces

Fy (8,9 � indice asymetrie � �85) et Fz (9,4 � indice

asymetrie � 29,8). Pour Fx, l’indice d’asymetrie augmente

n’est pas retrouve systematiquement pour tous les parametres

(�0,2 � indice asymetrie � �66,5). Soixante-six pour cent

des indices calcules superieurs a 5 % presente un indice

d’asymetrie negatif, ce qui exprime une valeur augmentee pour

le membre nD. Dans le GS, lorsque nous comparons l’indice

d’asymetrie entre les petit et long pas lateraux, l’asymetrie est

proportionnelle en regard des indices evalues. Par rapport au

GS, le GT presente des indice d’asymetrie inferieurs pour

les composantes Fx (0,5 � indice asymetrie � �23,1), Fy

(6,8 � indice asymetrie � 36,4) et Fz (�7,8 � indice

asymetrie � �10,9).

(3) Pour le GT et GS, les courbes moyennes synchronisees a

partir de t0 pour le petit pas lateral et le long pas lateral

illustrent la reproductibilite globale du patron dynamique

independamment de l’amplitude du pas. Le long pas lateral

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 deplacement de Fx sur la

PF d’appui, a la phase de reception, est significativement plus

important lors du long pas lateral que lors du petit pas lateral

(1,70 � 27,14 N versus 10,87 � 19,00 N ; p < 1.10�4). Le GS

genere un deplacement mediolateral non statistiquement

different quelle que soit l’amplitude du pas. Lorsque nous

comparons les deux groupes pour ce point de Fx, le

Tableau 1

Petit pas lateral : indice d’asymetrie pour les groupes temoin et scoliotique

Indice d’asymetrie (I.A.) calcule pour les groupes temoin et scoliotique lors du PPL. Les pourcentages les plus eleves entre les deux groupes sont representes par des

zones ombrees et les valeurs en gras correspondent aux pourcentages superieurs a 5 % d’asymetrie.

A.-V. Bruyneel et al. / Annales de readaptation et de medecine physique 51 (2008) 630–641 639

deplacement 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 lateral ( p < 0,01), mais ce deplacement devient

non significatif lors du long pas lateral.

(4) Pour le petit pas lateral, sur la PF d’appui, lorsque le pas

est realise du cote D, la variabilite des parametres dynamiques

est significativement augmentee pour le GS par rapport au GT

(> 8 % versus > 5 %, p < 0,05). A contrario, pour cette meme

phase, lorsque le pas est realise du cote nD la variabilite ne

presente pas de difference significative avec le GT. Sur la PF

d’appui, c’est le pas realise du cote 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 cote D ne montre pas de difference significative entre les

deux groupes. Lors du long pas lateral, la variabilite est

augmentee pour la totalite des parametres 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 caracteriser l’initiation du pas

lateral comme source d’organisation biomecanique strategique.

Nous retrouvons dans ce pas lateral une phase posturale, une

phase monopodale portante et une phase de reception,

identiques a celles observees lors de l’initiation anterieur du

pas [1–3]. Au cours de ces trois phases, nous observons une

evolution synchrone des composantes anteroposterieure et

mediolaterale liee a la composante de la force verticale. La

phase posturale est caracterisee par un deplacement anteroex-

terne de la FRS par rapport au pied d’appui suivi d’un retour

dans la direction postero-interne ce qui correspond a un

allegement de la composante de la force verticale et necessaire

a la transition vers la phase monopodale portante [3]. La phase

monopodale portante se traduit a nouveau par un deplacement

anteroexterne suivi immediatement du mouvement inverse

postero-interne entraınant la projection du centre de masse hors

de la surface d’appui, dans la direction du mouvement souhaite.

Des la phase de reception, nous enregistrons au niveau du pied

d’impact un deplacement de la FRS posteroexterne. Cet

amortissement de l’impact est realise successivement dans les

directions anteroposterieure, mediolaterale puis verticale. Plus

l’amplitude des forces est elevee, plus la duree pour atteindre ce

pic d’impact est longue. Cette organisation spatiotemporelle est

donc correlee entre la PF d’appui et PF d’impact. L’augmenta-

tion de la longueur d’execution du pas lateral montre une

reproductibilite de l’organisation generale du patron dyna-

mique avec une augmentation correlee des parametres.

Cependant, nous observons un deplacement de la composante

mediolaterale moindre pendant la phase de reception lorsque

l’amplitude du pas est diminuee (petit pas lateral). Cette

strategie associee a la diminution de l’amplitude du mouvement

est le reflet de l’adaptation posturale au mouvement.

Notre deuxieme objectif etait de tester les consequences de

la deformation rachidienne en fonction du cote initiateur du

mouvement. Les patients scoliotiques presentent une asymetrie

des parametres dynamiques analyses lors de la realisation du

petit pas lateral et long pas lateral. Certains auteurs montrent

que le patient scoliotique eprouve des difficultes a se stabiliser

en posture erigee statique [22,7,19] dans la mesure ou meme les

referentiels vertical et horizontal pour cette population sont

perturbes [9]. Or la prise d’informations sensorimotrices est

necessaire pour preparer et realiser l’action [17], ce qui

implique une strategie d’organisation particuliere prealable au

mouvement pour ces patients scoliotiques. Ces systemes

sensoriels sont non seulement perturbes, mais egalement

asymetriques au niveau de leur integration corticale [4,14].

Des lors, la production motrice fait place a une organisation

A.-V. Bruyneel et al. / Annales de readaptation et de medecine physique 51 (2008) 630–641640

strategique propre a chaque cote d’initiation du pas. Nos

resultats montrent que l’organisation mecanique des forces

d’appui comme d’impact repondent a cette logique d’asyme-

trie. En effet, notre population de patients scoliotiques

developpe pour la phase posturale une FRS diminuee du cote

D par rapport au GT. Cette force appliquee plus tardivement,

implique une augmentation de l’impulsion. L’organisation

strategique de ce membre D vise a compenser la gestion

precaire de l’equilibre de la phase posturale, comme cela a pu

etre demontre lors de la marche [16]. La courbure scoliotique

induit des modifications des forces internes [19] et le

deplacement des masses induit un desequilibre lors du

mouvement [17]. Pour le GS, le cote D se trouve en surcharge

puisqu’il correspond au cote de la convexite et ce phenomene

est associe a une decharge du membre controlateral. Les deux

groupes ne se distinguent pas dans la gestion dynamique pour la

phase posturale du cote du membre nD. En revanche, la gestion

de la phase de reception est caracterisee par une augmentation

de la totalite des parametres etudies. Cela s’explique par une

acceleration mediolaterale plus importante necessaire pour

ramener les masses du cote oppose a la courbure.

Le calcul de l’indice d’asymetrie permet de detecter les

differences par rapport au GT. Nous constatons la presence

d’asymetries dynamiques pour les deux groupes mais plus

marquee pour le GS. Cela confirme les resultats observes lors de

la marche [10,23]. Deux types d’asymetries se distinguent :

certaines s’observent chez les patients scoliotiques comme chez

les sujets temoins avec seulement une augmentation des indices

associee a la courbure et d’autres sont specifiques uniquement au

GS. La particularite des sujets scoliotiques est de presenter, pour

un mouvement dans le plan mediolateral, des asymetries

systematiques quel que soit le parametre etudie pour les

composantes anteroposterieure et verticale. Comme l’a deja

montre Giakas et al. [16] lors de la marche, ces deux composantes

qui ne sont pas dans le sens du mouvement se combinent de

maniere asymetrique afin de proteger l’equilibre quel que soit le

cote initiateur du mouvement. L’ensemble des strategies

dynamiques observees pour les deux populations etudiees laisse

supposer un caractere fonctionnel biomecanique assurant une

gestion optimale de l’energie mecanique. Cette production est

regulee par des programmes moteurs primaires auxquels

viendront s’ajouter les strategies propres a la scoliose qui

resultent de l’evolution de la deformation structurelle rachi-

dienne [18].

Notre troisieme objectif etait de tester l’effet de l’amplitude

du pas et de sa consequence sur les strategies biomecaniques

developpees. Chez les patients scoliotiques, l’indice d’asymetrie

est marque de maniere identique entre le petit pas lateral et le long

pas lateral ce qui indique la mise en œuvre d’une strategie

dynamique similaire. En revanche, lors du petit pas lateral du

cote D, l’amplitude minimale de la force mediolaterale, au

moment de la phase de reception, est similaire a celle du long pas

lateral (PF d’appui). Ce deplacement lateral similaire s’explique

par la gestion complexe de l’inertie accrue du cote D, quelle que

soit l’amplitude du pas. Cette strategie correspond a l’execution

d’un programme moteur approprie au developpement de la

scoliose. Une fois cette inertie vaincue, l’equilibre precaire

provoque une bascule importante vers le cote de la convexite. Du

cote nD, l’amplitude de la composante mediolaterale produite

lors du petit pas lateral est similaire a celle des sujets temoins. La

gestion synchrone des deux composantes mediolaterale et

anteroposterieure se caracterise par une correlation superieure

pour le petit pas lateral alors que cette derniere diminue lors de

la realisation du long pas lateral. Lors du long pas lateral,

l’acceleration des masses augmente avec l’amplitude du pas.

Cela entraıne une plus grande difficulte a synchroniser les forces

mediolaterales et anteroposterieures pour des sujets ayant deja un

equilibre perturbe par la deviation rachidienne [11]. L’equilibre

plus aleatoire entraıne pour le GS une organisation temporelle

retardee, quelles que soient l’amplitude du pas et la phase du

mouvement, ce qui a deja ete observe lors de la marche [7].

L’adaptation temporelle specifique de chaque patient doit tenir

compte de ses caracteristiques morphologiques et scoliotiques.

L’evolution ontogenetique associee a ces caracteristiques

explique la variabilite des strategies motrices mises en place.

Une plus grande variabilite est observee pour GS par rapport au

GT comme cela a ete montre pour la marche et la station debout

[16,11]. Pour le petit pas lateral, si les sujets scoliotiques se

distinguent des sujets temoins, la variabilite est alors augmentee

pour les parametres etudies. Lors du long pas lateral, cette

variabilite est systematiquement augmentee chez les patients

scoliotiques independamment du cote d’initiation et des

parametres etudies. Des lors, l’adaptabilite des strategies

motrices des patients scoliotiques est plus pertinente a etudier

lors de la realisation d’un petit pas lateral.

L’ensemble de ces resultats nous incite a penser que

l’adaptabilite du comportement est directement associe aux

caracteristiques mecaniques de l’individu. De ce fait, les

deformations rachidiennes, leurs particularites anatomopatho-

logiques et leurs phenomenes compensatoires doivent auto-

matiquement etre integrer dans la prise en charge reeducative.

Une correlation entre l’angle de la scoliose et certains

parametres dynamiques. De ce fait, la reeducation posturale

de ces pathologies doit integrer un deplacement dans un plan

specifique et si possible perpendiculaire a celui de la marche.

Nous envisagerons par la suite une interaction du controle

postural dynamique avec une combinaison de mouvements

interplans. Actuellement, les procedures de reeducation et

d’evaluation sont plutot statiques [20], alors que nous voyons

un interet evident d’une reeducation globale incluant un aspect

dynamique. D’ou l’interet egalement pour les patients

scoliotiques de proposer des d’activites physiques et sportives,

dont le propre est le controle de la precision et de l’adaptabilite

du geste dans differents plans, interagissant a la fois sur l’aspect

statique et dynamique du comportement moteur postural.

En conclusion, les consequences de la modification

morphologique du tronc liees a la SIA s’expriment lors de

l’initiation du pas lateral par une gestion dynamique asyme-

trique entre les pas lateraux inities par les cotes D et nD. Les

scoliotiques du cote D se distinguent des sujets temoins durant

la phase posturale alors que seule la phase de reception est

specifique du cote nD. L’organisation temporelle du pas

presente un mouvement systematiquement plus lent. Dans la

SIA, c’est le petit pas lateral qui distingue le mieux les deux

A.-V. Bruyneel et al. / Annales de readaptation et de medecine physique 51 (2008) 630–641 641

populations puisque la strategie est similaire au long pas lateral

mais presente moins de variabilite. Des lors, le petit pas lateral

peut etre un outil complementaire a la comprehension des

strategies dynamiques motrices de la SIA. Par ce protocole, il

semble possible d’envisager la reeducation des sujets scolio-

tiques par un ajustement adapte de leur comportement

dynamique lors du mouvement.

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