recuperation de la station debout

Récupération de la station deboutet de la marche chez le paraplégique

Recovering standing positionand walking in paraplegic patientsS. Boccardi (Rééducateur), M. Ferrarin (Ingénieur biomédical)Centro di Bioingegneria FDG, Fondazione Don Carlo Gnocchi Milano, Italie

MOTS CLÉSParaplégie ;Marche ;Orthèse ;Feedback ;FunctionalElectrostimulation(FES)

KEYWORDSParaplegia;Walking;Orthesis;Feedback;FunctionalElectrostimulation(FES)

Résumé Le problème de la récupération de la marche chez le paraplégique souffrant delésions au niveau dorsal est important, surtout depuis que la rééducation précoce et lesprogrès des traitements médicaux, chirurgicaux ainsi que ceux des techniques rééduca-tives offrent aux patients, même à ceux souffrant de paralysies complètes des membresinférieurs, une qualité de vie de niveau acceptable et parfois résolument bonne. Il s’agitcependant d’un objectif difficile à atteindre. Pour cette raison, au cours des dernièresannées, les propositions tendant à faciliter cette récupération se sont multipliées : bienque les résultats ne soient pas pour l’instant très satisfaisants, il est prévisible que dansun proche avenir nous disposerons de solutions efficaces dans ce domaine.© 2005 Elsevier SAS. Tous droits réservés.

Abstract Recovery of the walking function in the paraplegic subject with dorsal lesions isan important problem, especially since early rehabilitation and medical, surgical andreeducation advances have resulted in an improved and sometimes good quality of life,even in those patients with complete lower limb palsy. Meeting such goal is howeverdifficult. For this reason, many proposals aimed at facilitating this recovery have emergedthese last years; although the results remain unsatisfactory, we should very soon benefitfrom new efficient solutions.© 2005 Elsevier SAS. Tous droits réservés.

Le problème

Il est connu que la grande majorité des paraplégi-ques est constituée de jeunes : une bonne étuderapportait un âge moyen de 29,7 ans avec unemédiane de 25,6 et une moyenne de 19.63 Il s’agitévidemment d’une population pour qui la liberté demouvements est un élément essentiel d’insertiondans le monde du travail, du sport, des loisirs. Il est

clair que des fauteuils roulants maniables, l’entraî-nement à leur conduite et l’élimination, encoremalheureusement trop partielle mais de toute fa-çon en amélioration continue, de nombre d’obsta-cles architecturaux ont eu une part essentielle dansla détermination du degré de qualité de vie desparaplégiques au cours de ces dernières années ;celle-ci est à peine comparable à celle réservée àces patients, il y a seulement quelques décennies,quand ils passaient dans des institutions pour infir-mes chroniques les quelques années accordées parles complications alors inévitables ou en tout cas

> L’article original a été publié par Elsevier dans le traitéitalien « Medecine Riabilitativa », 26-460-A-20, 2004.9

EMC-Kinésithérapie 1 (2005) 87–100

www.elsevier.com/locate/emckns

1769-6852/$ - see front matter © 2005 Elsevier SAS. Tous droits réservés.doi: 10.1016/j.emckns.2005.05.001

non évitées : les escarres, les ostéomyélites, lesinsuffisances rénales...Mais reste le fait qu’aucun moyen de locomotion

n’atteint les caractéristiques de la marche hu-maine, en termes de souplesse, d’ajustement à dessituations comme la montée et la descente desescaliers ou les déplacements sur terrains irrégu-liers ou dans des lieux étroits, le travail à des postesaux dimensions réduites. Le premier véhicule uti-lisé par l’homme sur la lune n’avait pas de rouesmais des pattes.Sans parler des répercussions psychologiques

souvent très graves liées à l’« anormalité » de lacondition du sujet en fauteuil, surtout s’il estjeune : la négativité de l’image de soi induit destroubles sérieux, parfois irréparables, dans les rela-tions avec le milieu.

Bénéfices de la station deboutet de la marche

Outre leur signification fonctionnelle et psychologi-que fondamentale, la station debout et la marchepeuvent représenter, pour le paraplégique, lasource de nombreux et importants bénéfices. Ungrand nombre de fonctions générales sont influen-cées de façon bénéfique par la station debout.La charge est essentielle pour la conservation

d’un bon contenu calcique des os, et donc pour laprévention des fractures du paraplégique.La circulation est activée de manière importante

dans ses composantes cardiaques et périphériques,en particulier au niveau tissulaire. La fonction ré-nale surtout, qui est la plus fragile chez le paraplé-gique du fait de la présence presque constante detroubles vésicosphinctériens, est d’une façon oud’une autre protégée. On peut en dire autant dutransit intestinal. La décharge de la région ischiati-que, comprimée lors de la station en fauteuil aide àla prévention des redoutables escarres ischiati-ques.6

Il n’est malheureusement pas facile de fairemarcher un paraplégique ayant des lésions médul-laires complètes alors que cela est presque toujourspossible pour un poliomyélitique, même grave. Lesgrandes épidémies de poliomyélite des années1950 et 1960 nous ont enseigné à utiliser des orthè-ses de plus en plus fonctionnelles, qui ont permis demettre debout et de faire aussi marcher des sujetsayant des paraplégies plus ou moins complètes,avec des déficits associés du tronc et même unediformité d’une certaine importance.Ceci ne s’est malheureusement pas produit dans

le cas du paraplégique par lésions médullaires. Lesdéficits de la sensibilité et la présence d’une moti-lité sous-lésionnelle, avec son cortège symptomati-

que habituel constitué de spasticité, clonies etautomatismes médullaires sont à l’origine de cesdifférence décisives. L’utilisation des orthèses clas-siques « longues » bilatérales, avec éventuelle cein-ture pelvienne (si besoin, l’équilibre du tronc estassuré par l’attitude en extension des hancheset/ou par l’appui sur les membres supérieurs), siefficace dans les paraplégies purement motrices,se révèle insuffisante chez le paraplégique par lé-sions médullaires dans l’immense majorité des cas.Dans la série d’Adone et al.1 sur 46 patients appa-reillés seuls sept portaient les orthèses tous lesjours et un seul comme alternative au fauteuil.Dans la série de Rancho Los Amigos, un centre quel’on ne peut certes pas accuser d’expérience insuf-fisante, la marche n’est pratiquement pas utiliséepar les patients ayant des lésions supérieures à T11,et l’utilisation d’appareillages est dans ces casdéconseillée.Même dans la majeure partie des meilleurs cen-

tres européens, en Allemagne, en France, ou enGrande-Bretagne, toute l’attention est concentréesur l’éducation à l’utilisation du fauteuil, et lesorthèses ne sont pas utilisées ou ne sont utiliséesque pour permettre une période, cependant tou-jours utile, de station debout quotidienne. En com-paraison avec ce qui se produit à l’étranger, nousdevons reconnaître que dans les centres italiens sepoursuit une recherche plus obstinée sur la récupé-ration de la marche, et le fauteuil comme seulmoyen de locomotion n’est habituellement acceptéque comme dernier recours.Mais évidemment la marche, pour être telle,

exige quelques prérequis indispensables : elle exiged’abord une capacité mentale suffisante pour assi-gner à la marche un but et générer les commandesvolontaires nécessaires. Un feedback au minimumvisuel et une force suffisante sont nécessaires pourbouger les membres ; finalement une stabilité sta-tique et dynamique est nécessaire qui empêche lesujet de tomber.Hoffer a décrit un classement du niveau fonc-

tionnel de la marche que Garrett27,28 a ensuiteperfectionné, en en testant la validité pour la me-sure du degré d’autonomie, en mettant au point eten réglant les critères à utiliser pour évaluer lesperformances. Le classement de Garrett qui peutêtre considéré comme également valide dans ledomaine qui nous intéresse comporte six niveauxfonctionnels :

• marche « physiologique », pour exercice ;• marche « domestique » avec limitations ;• marche « domestique » sans limitations ;• marche « en ville » avec importantes limitations ;• marche « en ville » avec quelques limitations ;• marche « en ville » sans limitations.

88 S. Boccardi, M. Ferrarin

Il est évident que ne peut être considérée commesatisfaisante, en tenant compte de l’effort de-mandé par son apprentissage et son utilisation,qu’une marche correspondant au moins au cin-quième de ces niveaux. L’utilisation d’appareilla-ges complexes, et certainement peu économiques,pour quelques minutes de station debout sembletout à fait inappropriée. Des aides plus simples etmoins chères sont suffisantes et disponibles.6

Considérant les résultats modestes obtenus avecles orthèses classiques, les recherches actuellessont principalement dirigées dans deux directions :la mise au point d’orthèses de nouvelle conceptionet la stimulation électrique fonctionnelle (FES).

Orthèses

Toutes les orthèses destinées au paraplégique doi-vent comprendre genou et tibiotarsienne (selon lanomenclature en vigueur KAFO : knee-ankle-footorthosis), d’habitude avec l’addition d’une piècede hanche (HKAFO : hip-knee-ankle-foot orthosis),d’une ceinture pelvienne et éventuellement d’uncorset.Font exception les bottes inventées par Vannini

et produites par les Ateliers Orthopédiques Rizzoli,qui assurent la stabilité du genou en empêchant lachute en flexion dorsale du pied. La stabilité estassurée s’il est possible d’obtenir, dans les situa-tions fonctionnelles, que les forces externes exer-cent à chaque instant un moment extenseur auniveau du genou et de la hanche. L’orthèse est doncinefficace en cas de hanche ou de genou fléchi oude « spasmes » en flexion. Le membre supérieur esttrès utilisé et le nombre de pas possible est trèsfaible.38

Les variantes du « grand appareil » pour paraplé-giques concernent surtout les deux extrémités, su-périeure et inférieure, de l’orthèse.En ce qui concerne le pied, le débat entre les

partisans de la sandale interne à la chaussure et lespartisans des montants insérés sur pivot dans letalon de la chaussure est toujours vivace. Il estcertain que pouvoir modeler la chaussure directe-ment sur le pied, pouvoir régler la souplesse de lasemelle, pouvoir mettre et enlever l’orthèse sansenlever la chaussure rendent la seconde solution debeaucoup préférable, sauf quand il faut compenserdes dysmétries importantes. Le fait que « l’on nevoit pas » l’appareillage, chez un patient avec cedegré de handicap, ne constitue pas un frein plau-sible.L’excentration de l’articulation de l’appareil par

rapport à l’axe de la tibiotarsienne, entre certaineslimites de longueur, représente un avantage en ce

qu’elle peut agir comme frein, que ce soit à laflexion dorsale ou à la flexion plantaire du pied : encas de distance excessive entre les deux axes il esttoujours possible de réaliser un articulé au niveaude la tibiotarsienne.À l’autre extrémité des montants existent

d’autres motifs de discussion : une articulation dehanche rigide est-elle préférable à une articulationayant un degré de liberté dans le plan sagittal oumême trois degrés de mouvement comme dans lesarticulations de type Salera ? Les discussions sontégalement encore actives en ce qui concerne l’uti-lité d’un appui ischiatique et les risques que com-porte son utilisation pour la stabilité du rachis etl’intégrité de la peau.Quel que soit leur mode de réalisation, ces appa-

reils traditionnels sont utilisés avec la modalitétypique de marche en 4 points dite en « kangourou »dans laquelle les membres inférieurs sont portés enavant en même temps, alors que le corps est entiè-rement soutenu par des béquilles. On parle enparticulier de marche « swing through » si lesmembres inférieurs, tout de suite après l’appui,sont placés antérieurement aux béquilles, « swingto » s’ils s’arrêtent postérieurement. Une étude deCrosbie et Nicol14 a montré que d’un point de vuebiomécanique, il n’y a pas de différences fonda-mentales entre les deux modalités précédemmentdécrites, si ce n’est une plus grande charge sur lesmembres supérieurs en termes d’impulsions desforces d’appui sur les membres supérieurs, dans lamarche « swing to » par rapport au « swingthrough ». Le coût énergétique de la marche est detoute façon élevé dans les deux modalités : de 5 à12,8 fois plus élevé que pour la marche normaleselon Merkel et al.49

L’introduction de nouveaux matériels et le per-fectionnement du design ont également apportéces derniers temps quelques progrès dans la réali-sation des orthèses.Les nouveautés les plus intéressantes des derniè-

res années concernent les orthèses pneumatiques,le Parawalker, le Reciprocating Gait Orthosis (RGO)avec ses variantes.

Orthèses pneumatiques

Introduites en France au début des années 197050 etcommercialisées par une société aéronautique, lesorthèses pneumatiques consistent en un baudrieren nylon qui enveloppe les membres inférieurs etéventuellement le bassin et le thorax, et qui estmuni de tuyaux verticaux en gomme disposés mé-dialement et latéralement aux membres inférieurs.Les tuyaux peuvent être gonflés avec du CO2 prove-nant d’une petite bonbonne et deviennent ainsi

89Récupération de la station debout et de la marche chez le paraplégique

rigides. Grâce au baudrier en nylon la compressionest uniforme et protège contre une éventuelle hy-potension orthostatique.Accueillies dans un premier temps avec beau-

coup d’enthousiasme, les orthèses pneumatiquesont été ensuite pratiquement abandonnées, l’in-convénient principal étant représenté par la néces-sité de gonfler et de dégonfler les tuyaux à chaquefois que le patient passe de la position assise à laposition debout et vice versa. De plus, dans lesmodèles qui comprennent le bassin et le tronc, lahanche est pratiquement bloquée en extension. Ilen résulte une marche « par rotations » tout à faitinesthétique et inefficace.39

L’utilisation des orthèses pneumatiques dans leseul but de garantir une station debout limitée dansle temps ne peut être proposée pour les raisonsdéjà exposées ci-dessus.

HGO (Hip Guidance Orthosis)

L’HGO (Fig. 1), diffusée à partir du début desannées 1980,44 est un HKAFO fruit d’une longuesérie de recherches réalisées sous la direction deRose, Stallard et Patrick à l’unité de rechercheORLAU d’Oswestry, en Angleterre, et continued’être expérimentée dans de nombreux centres derééducation, en Italie également. La caractéristi-que principale consiste dans la grande rigidité del’ensemble, due à la qualité des matériels et à lastructure des articulations, rigidité qui permet une

épargne considérable d’énergie par rapport auxorthèses classiques.12

La tibiotarsienne est bloquée à environ 90°, legenou est bloqué en extension. La hanche ne per-met qu’une vingtaine de degrés de mobilité dans leplan sagital. Au niveau du tronc, une courroie estplacée en sous-mammaire et un tuyau rigide estplacé postérieurement. Les semelles en forme derocker sont extérieures à la chaussure : tout lemembre inférieur entre dans l’orthèse qui est fixéerapidement par deux courroies, l’une antérieure augenou, l’autre sur le dos du pied juste sous lacheville, ce qui permet de les mettre et de lesenlever très facilement (l’opération « don-doff »).10

Avec cet appareillage, il est possible de marcher,à petits pas, avec deux béquilles et marche croisée,à une certaine vitesse. Les meilleurs résultats ontété obtenus dans le traitement d’enfants souffrantde spina bifida. Appliqué aux adultes, il s’est révélémoins efficace. Les problèmes principaux sontl’élévation du centre de gravité qui crée quelquesproblèmes d’équilibre, un effort plus important surles articulations de l’appareil et la plus grandeforce nécessaire à l’appui sur les mains.52 C’estpour ces raisons que la rigidité de la structure aensuite été augmentée au niveau des sections lesplus sujettes aux déformations sur la base d’étudesbiomécaniques effectuées lors de l’utilisation pardes sujets adultes.22 Il ne manque cependant pas detravaux dignes de foi qui démontrent la supériorité,vérifiée en appliquant l’échelle d’évaluation deHoffer, du HGO par rapport aux orthèses utiliséesprécédemment.61

RGO (Reciprocating Gait Orthosis)

Étudiée et proposée en particulier par Solomonov àl’Université de Louisiane,16 le RGO consiste dansl’ajout à un HKAFO de modèle classique, avec tibio-tarsienne rigide et genou blocable, de deux câblesde Bowden en demi-cercle qui passent derrière lebassin et induisent une facilitation réciproque desmouvements de flexion et d’extension des hanches.Par la suite, l’ARGO (Advanced Reciprocating GaltOrthosis) a également été proposé : celui-ci utiliseun seul câble pour exécuter la fonction de facilita-tion réciproque et possède deux petits pistons à aircomprimé au niveau des articulations du genou quisont comprimés pendant le passage en positionassise et contribuent à l’extension pendant le sou-lèvement (Fig. 2). En effet, la présence des câblesrend désagréable la station assise avec le RGO.En Italie,43 un prototype d’articulation de han-

che a été étudié pour le RGO qui comprend par unmécanisme spécial, outre la flexoextension, égale-ment des rotations qui lui sont associées : ses

Figure 1 Orthèse HGO - Hip Guidance Orthosis (ORLAU, Oswes-try).


principaux avantages, liés à la possibilité de rota-tion transversale du bassin, consistent dans l’allon-

gement du pas et dans la réduction de l’excursionverticale du centre de gravité du corps.21

Il est indéniable que le RGO permet de plus uneéconomie d’énergie appréciable pendant la mar-che. Pour comparer les performances du HGO, duRGO et de l’ARGO, une recherche multicentrique aété conduite en Italie à laquelle ont participé sixcentres de rééducation ; l’évaluation des résultatsutilisait un protocole relativement riche, défini encommun et comprenant des aspects fonctionnels,neurophysiologiques, biomécaniques, énergétiques,cardiorespiratoires, urologiques et psychologi-ques.41 Il a en particulier été mis en évidence, parl’analyse des résultats sur les 28 sujets étudiés(paraplégiques avec lésion traumatique complètecomprise entre T3 et T12)42 que le HGO permettaitune vitesse de marche inférieure à celle des deuxautres appareillages ; aucun patient ne réussissait àmonter les escaliers avec le HGO alors que 3 sur13 et 7 sur 11 y parvenaient respectivement avec leRGO et l’ARGO. À 6 mois, 21 patients utilisaientencore les orthèses, mais seuls quatre d’entre euxl’utilisaient hors de la maison. Aucune corrélationn’a été mis en évidence par l’analyse statistiqueentre abandon de l’appareillage et variables démo-graphiques, cliniques, locomotrices, type d’orthèseou centres de rééducation. La conclusion desauteurs est que ces appareillages semblent repré-senter une forme d’exercice intéressante plutôtqu’une alternative réelle au fauteuil.48

Les nouvelles techniques d’analyse instrumen-tale des laboratoires de « gait analysis » sont utili-sées pour évaluer l’efficacité des nouvelles orthè-ses ; elles associent les données cinématiquesproduites par les instrumentations de mesure op-toélectroniques, les données dynamiques obtenuesà partir des plates-formes de force et les donnéesélectromyographiques cinésiologiques, reçues si-multanément ; ceci permet l’élaboration de nom-breux paramètres d’un grand intérêt. Une évalua-tion multifactorielle complète de ce type a étédéveloppée au Centre de Bio-ingénierie de la Fon-dation Don Carlo Gnocchi de Milan pour l’évaluationdu HGO et du RGO (Fig. 3).7,20

En résumé, l’expérience de ces dernières annéesdans de nombreux pays, y compris le nôtre, semblesuggérer que, aussi perfectionné soit-il, l’appa-reillage ne représente la solution au problème de lamarche que chez un nombre très limité de paraplé-giques complets et présentant des lésions de niveauplutôt bas situé : les inconvénients principaux sontle temps nécessaire pour mettre les orthèses, opé-ration qui exige dans de nombreux cas une aide,l’obligation d’un appui sur des béquilles pour lesmembres supérieurs, la lenteur de la marche, lecoût énergétique élevé, l’impossibilité de se dépla-cer sur le côté et de monter des marches.

Figure 2 Orthèse RGO.A. Reciprocating Gait Orthosis.B. ARGO - Advanced Reciprocating Gait Orthosis.


Stimulation électrique fonctionnelle(FES)

L’utilisation de courants électriques tétanisantspour obtenir une contraction des muscles encoreinnervés mais soustraits par une lésion organiqueaux commandes volontaires remonte à une intui-tion géniale d’un pionnier de la rééducation, W.T.Liberson (1961),40 qui, le premier, au début desannées 1960, les utilisa pour obtenir la contractiondes fléchisseurs dorsaux et des pronateurs du piedau cours de la phase de suspension de la marchechez les sujets hémiplégiques. Depuis lors, la sti-mulation électrique fonctionnelle (conventionnel-lement à présent désignée dans le monde entier parl’acronyme anglais FES pour functional electrosti-mulation) a été amplement utilisée chez l’hémiplé-gique dans de nombreux centres de rééducation

dans le monde, à l’initiative notamment de l’écoleslovène. mais comme toujours avec les solutionssophistiquées, la FES chez l’hémiplégique a rapide-ment montré des difficultés d’application quoti-dienne, et son utilisation en est aujourd’hui trèsréduite. Pendant ce temps, cependant, les recher-ches visant à mettre au point les paramètres destimulation idéaux et à simplifier les appareils àutiliser n’ont pas manqué.Dans les années 1980, on a observé l’extension

prévisible des indications de la FES aux paraplégi-ques avec lésion suffisamment haute pour laisserintacte l’innervation des muscles des membres in-férieurs.25

Les utilisateurs potentiels de ces méthodes sontles paraplégiques à lésion médullaire comprise en-tre T4 et T11. Un niveau plus élevé impliquerait unmauvais contrôle du tronc ou même des membressupérieurs, un niveau plus bas situé impliqueraitune paralysie périphérique plus ou moins étenduequi rendrait impossible une stimulation efficace desmuscles nécessaires à l’activation des membres. Onpeut donc calculer que le pourcentage de paraplé-giques qui pourrait tirer profit d’une FES efficacene dépasse pas 5-10% de tous les patients présen-tant des lésions médullaires.34,35

On a ainsi recherché un système qui permettraitd’obtenir la contraction des muscles dont l’inner-vation est sous-lésionelle pour les utiliser à des finsfonctionnelles : en pratique, pour la station deboutet la marche. Les premières recherches dans cesens sont américaines : Cleveland, Chicago, NewOrleans, mais rapidement des expériences menéespar des centres européens ont suivi : Karlsruhe,Enschede, Vienne, Lubiana.Les problèmes principaux liés à la FES chez le

paraplégique et sur lesquels se concentre la recher-che sont les types de stimuli et d’électrodes utili-sés, le positionnement des électrodes, le choix desmuscles à stimuler, les séquences de contractionsmusculaires à réaliser et enfin, mais non moinsimportant, le difficile problème de l’équilibre.

Stimuli à utiliser

Un train quelconque d’impulsions de fréquence su-périeure à 20-30 Hz peut induire la contractiontétanique d’un muscle normalement innervé, sil’intensité est supérieure à un seuil. Vue de cettemanière, la stimulation des muscles sous-lésionnelsdu paraplégique semble très simple, et peut eneffet être réalisée grâce à n’importe lequel des trèsnombreux appareils du commerce pouvant fournirun courant « néofaradique » : pour obtenir unetétanisation, il est en effet nécessaire que la duréede chacune des impulsions ne dépasse pas 10 ms.

Figure 3 Patient avec lésion complète au niveau thoraciquealors qu’il marche avec l’orthèse de type RGO.A. Exécution de l’analyse de la marche.B. Reconstitution par stick diagram du mouvement enregistré.


Les impulsions actuellement utilisées le plus fré-quemment ont une durée de 10 à 300 ms, et lesfréquences vont de 10 à 50 Hz.34

Mais en fait, comme toujours avec les réalitésbiologiques, les problèmes ne manquent pas. L’und’eux est particulièrement délicat : la non-linéaritéde la relation entre intensité de la stimulation etimportance de la contraction musculaire qui enrésulte. Il est donc plus que difficile de modulercette intensité, comme cela serait nécessaire, parexemple pour obtenir quelque chose d’analogue aucomportement des muscles lors de la marche nor-male.Une autre difficulté est représentée par la la-

tence entre l’application de la stimulation et ledébut de la contraction musculaire, latence dequelques dixièmes de seconde : un temps assezlong, si on pense qu’un pas lors de la marche« normale » ne correspond pas en général à plus de1 seconde.La contraction produite par la stimulation élec-

trique est sujette à des phénomènes de fatigue plusimportants que ceux de la marche physiologique, àcause principalement de l’inversion de l’ordre derecrutement naturel et de l’absence de turnoverdes fibres musculaires activées.8 Si la durée de lacontraction est excessive, même des périodes al-ternées d’activité et de repos ne permettent pas demaintenir un niveau de force constant. La fatiguepeut être minimisée par la stimulation successivedes différents chefs d’un groupe musculaire56 ou,en ce qui concerne la station debout, en changeantcontinuellement la posture de façon à alterner lesdemandes de force musculaire.36 Il faut tenircompte du fait que l’exacte nature de la fatigue esthautement spécifique de l’histoire passée du mus-cle et du sujet, et qu’il n’existe pas encore d’étudede modélisation quantitative applicable à la clini-que.

Interface stimulation-muscle

Dans les premières expériences, les électrodesétaient placées sur la peau située au-dessus dumuscle à stimuler, comme dans l’électrostimula-tion thérapeutique, mais les effets de ce type destimulation se sont révélés peu satisfaisants et sur-tout peu stables. Les problèmes principaux sont lesvariations des caractéristiques de recrutement desélectrodes, la sélectivité insuffisante des réponsesdiscrètes d’un muscle donné, l’impossibilité de sti-muler les muscles profonds, les complicationscréées par les connexions des fils externes, lesréactions cutanées, les difficultés à localiser exac-tement les points à stimuler, le risque de brûlurescutanées,4 les temps considérables nécessaires à

l’application des électrodes, même si elles sontincorporées dans un bas à mettre et enlever.54 Lefait que la FES puisse induire des réponses de typeréflexe, par stimulation de fibres sensitives, per-turbant ainsi la réponse motrice prévue, représenteégalement un problème.34

Ainsi, différentes études de faisabilité ont étéeffectuées visant à la mise en place sous-cutanéedes électrodes stimulatrices, réalisée soit par ap-plication directe des électrodes dans la structure àstimuler en les reliant par des fils à une commandeexterne (stimulation percutanée),45 soit par im-plantation sous la peau de la commande, réglabledepuis l’extérieur par des impulsions radios (accou-plement électromagnétique). Dans le premier cas,les inconvénients sont la nécessité de remplacerpériodiquement les électrodes, et le soin du choixdes sites d’entrée des fils. Le système à électrodesimplantées, indéniablement plus complexe, a ce-pendant l’avantage certain d’une plus grande sta-bilité des électrodes et d’une grande constance descaractéristiques de recrutement de l’électrode.La localisation des électrodes est possible soit au

niveau des plaques motrices des muscles à stimu-ler, soit directement sur les nerfs moteurs.9 Cettedernière disposition a entre autres l’avantage depermettre que les électrodes soient regroupéesdans une région limitée et relativement accessible,en réduisant sensiblement les risques d’une compli-cation fréquente des implantations sous-cutanées :l’infection.La stimulation du nerf peut à son tour être obte-

nue en posant les électrodes sur la surface externedu nerf, sur l’épinèvre, ou intérieurement, en intra-fasciculaire. Dans ce cas, on assure une meilleurestabilité de la réponse qui est liée, comme cela estbien connu, à des modifications du conjonctif, liéesà des variations locales des vaisseaux sanguins etdes potentiels de membrane. La stimulation intra-fasciculaire peut permettre la stimulation de cer-taines parties du muscle et, du moins en théorie,également la sélection des fibres à faire contrac-ter : en effet, les intensités les plus basses stimu-lent les fibres les plus fines, activant ainsi les unitésmotrices de plus petite dimension.60,68

Un autre progrès a été la démonstration que lamise en place de quatre électrodes filaires de0,2 mm de diamètre positionnées en spirale autourdu nerf, réduisait sensiblement la fatigabilité enprovoquant une rotation de l’activation des unitésmotrices.67

La programmation d’une séquence adaptée decontractions musculaires impose naturellementune bonne connaissance de la disposition à l’inté-rieur du nerf des fibres destinées aux différentsmuscles, ainsi qu’une certaine assurance, non tou-


jours justifiée, de la constance de l’organisationanatomique du nerf.Il n’existe cependant pas encore de données

sûres concernant l’innocuité d’une stimulationcontinue et prolongée du nerf, du fait aussi del’inévitable agression mécanique.34

Un autre problème est la difficulté pratique deséparer, lors de la stimulation des nerfs mixtes,celle de la composante motrice de celle de lacomposante sensitive, qui ne peut être dépourvued’effets perturbateurs sur la réponse des unitésmotrices. À ce propos, des techniques utilisant desélectrodes épineurales tripolaires en mesure debloquer les stimulations afférentes ont été propo-sées23 et des expérimentations de stimulation desracines motrices au niveau lombaire ont égalementdébuté.57 Cette approche n’est pas non plus dé-pourvue de difficultés techniques ne serait-ce quedu fait de la grande variabilité de la disposition desfibres à ce niveau.34

Choix des muscles à stimuler

Le problème est relativement simple en ce quiconcerne la station debout. Il s’agit de contractionsisométriques, non modulées, qui peuvent n’intéres-ser que quelques muscles : le quadriceps à lui seul,avec cependant l’appui des membres supérieurs,permet le lever de la position assise et le maintiende la position debout. Le problème est plutôt celuide la fatigabilité.Le problème de la marche est bien plus com-

plexe. Lors des premières expériences, un seulmuscle était stimulé, le quadriceps, l’articulationtibiotarsienne étant fixée par une orthèse ainsi quela hanche par un système créant un moment exten-seur, comme dans les orthèses classiques à hanchearticulée : la proposition actuelle de Clevelandcomprend l’application de 48 électrodes stimulatri-ces.À Karlsruhe,24 la hanche était contrôlée par la

stimulation des trois fessiers, des ischiojambiers,du tenseur du fascia lata ; le genou par celle duquadriceps ; la tibiotarsienne par celle du tricepssural et du tibial antérieur.Le contrôle précis de la tibiotarsienne semble

particulièrement difficile, raison pour laquelle onpréfère souvent remplacer l’électrostimulation parune orthèse, réalisant ainsi une ébauche de sys-tème hybride.Plus récemment, s’est répandue une méthode de

stimulation basée sur une proposition de l’école deLubiana37 correspondant à la phase de suspensiondu membre paralysé de l’hémiplégique : celled’utiliser la stimulation d’un nerf sensitif, le sa-phène ou le péronier pour obtenir une réponse

« nociceptive » en flexion. La stabilité du membreen appui est obtenue par la stimulation simultanéedu quadriceps et des ischiojambiers, comme cela seproduit dans la réaction de soutien positif, l’avan-cement du membre en suspension du fait de laréponse à la stimulation nociceptive.42

Dans le cas du Parastep® de Chicago33 (Fig. 4), lastabilisation du genou en station debout et enphase d’appui de la marche est obtenue par lastimulation électrique du quadriceps. La phase desuspension est obtenue par la pression d’un boutonplacé sur la béquille qui provoque l’interruption del’activité du quadriceps homolatéral et la stimula-tion du nerf péronier par l’intermédiaire d’uneélectrode placée à proximité de la tête du péronéqui induit une réaction en triple flexion. Une ver-sion à deux canaux de stimulation supplémentairesest également disponible, utilisée sur les fessierspour obtenir l’extension de la hanche, ou sur lesmuscles paravertébraux de la région lombaire pourle contrôle du tronc. La méthode est simple etrelativement peu coûteuse. Cependant des problè-mes existent : par exemple, la réponse nociceptiveen flexion n’est pas aisément inductible chez tousles paraplégiques et est souvent sujette à des phé-nomènes d’habituation 32; en outre la qualité de lamarche n’est pas particulièrement bonne47 et lecoût énergétique associé à la locomotion est réso-lument élevé.59 Il résulte d’une étude multicentri-que française que sur 13 patients paraplégiquesentraînés à l’utilisation du Parastep®, seuls septl’utilisaient à 1 an dont quatre en utilisation régu-lière à domicile, un seulement pour la station de-bout et les deux derniers occasionnellement dansun centre de rééducation.26 En Italie, un groupe aacquis une expérience considérable dans l’utilisa-tion du système Parastep®, c’est celui du Centro diNeuroriabilitazione della Casa di Cura Villa Marghe-rita di Arcugnano (Vicenza).11

Figure 4 Système Parastep® (Sigmedics Inc, Ohio) de stimula-tion électrique fonctionnelle.


Effets secondaires de la FES

Pour que la stimulation électrique permette la ré-cupération de la marche chez le paraplégique, il estnécessaire que les muscles devant être stimuléssoient en mesure de générer des forces, qu’ilssoient trophiques, aient de bonnes caractéristiquesd’élasticité, d’extensibilité, ce qui n’est pas tou-jours le cas, comme on peut s’y attendre notam-ment chez les paraplégiques non récents. Il estmaintenant reconnu que la stimulation électriqueest par elle-même en mesure d’améliorer ces para-mètres ; des protocoles de conditionnement mus-culaire par stimulation électrique ont donc étédéfinis, préliminaires de toute tentative d’utilisa-tion fonctionnelle. Les techniques de conditionne-ment diffèrent par la fréquence de stimulation, lacharge mécanique appliquée pendant l’exercice, letype de contraction utilisé (isométrique, concentri-que, excentrique) et la durée et la fréquence desséances.29–31,62,65 L’objectif est toujours d’aug-menter dans les muscles considérés la force et larésistance à la fatigabilité. Des augmentations deforce allant jusqu’à trois à cinq fois ont été décri-tes.24

Récemment a été développée une méthoded’entraînement visant à la restauration du mouve-ment de lever à partir de la position assise quiassocie la stimulation des extenseurs du genou avecl’utilisation d’un système mécanique basculantpermettant de réduire la charge gravitationnellesur les membres inférieurs (Fig. 5). Le systèmecomprend le contrôle en temps réel de la stimula-tion et est basé sur la comparaison entre les mou-vements d’extension des genoux mesurés par élec-trogoniométrie et un déroulement « optimal »défini par une approche biomécanique.19

L’existence d’automatismes spinaux et de spas-ticité est sans aucun doute une cause possible

d’échec plus importante. Nombre d’auteurs sou-tiennent que la stimulation électrique non seule-ment n’aggrave pas, mais dans de nombreux casréduit, au moins temporairement, la spasticité.51

Alfieri et al.2 affirment avoir pu distinguer, à cepropos, trois formes cliniques différentes de spas-ticité chez les patients souffrant de lésions médul-laires : une forme principalement clonique, unegénéralement tonique en extension et une troi-sième caractérisée par la gravité et l’irréductibilitédes spasmes, principalement toniques. Les deuxpremiers types sont favorablement affectés par laFES, à condition d’utiliser deux schémas de stimu-lation différents : dans le second type, la stimula-tion doit être réservée aux muscles antagonistesdes muscles spastiques et ne doit pas toucher lequadriceps et le triceps sural. Le troisième type, enrevanche, n’est pas influencé, ou est aggravé par laFES.D’autres bénéfices secondaires, moins discuta-

bles, de la FES chez le paraplégique ont été mis enévidence ; ce sont une stimulation de la circulationgénérale mais surtout locale, un effet esthétiquecertain lié à la conservation du trophisme muscu-laire, une prévention des escarres de décubitus,par exemple au niveau fessier et ischiatique.

Contrôle des séquencesdes interventions musculaires

Le grand nombre de recherches menées dans leslaboratoires de l’analyse du mouvement dans lemonde au cours de ces dernières années a permisde connaître avec une grande précision les rapportsexistant entre les différentes phases cinématiquesde la marche normale et les interventions muscu-laires qui doivent les réaliser, bien qu’une descrip-tion précise des positions des segments corporels etdes forces musculaires en cause, dans une structure

Figure 5 Système pour l’entraînement au lever par FES (Centre de Bio-ingénierie FDG - Fondation Don Carlo Gnocchi Onlus, Milan). Lesystème présente un contrôleur à boucle fermée basé sur les angles d’extension du genou relevés par goniomètres flexibles.


multiarticulaire ayant de nombreux degrés de li-berté et donc avec une redondance considérabled’activateurs musculaires, soit difficilement modé-lisable. D’un point de vue théorique il est relative-ment facile de réaliser un programme informatiséde séquences d’activation des muscles, y comprisdes modulations d’intensité, permettant une mar-che artificielle acceptable grâce à la grande « sta-bilité » des schémas de la marche. Mais les varia-tions anthropométriques individuelles, ainsi que leshabitudes précédant la lésion, et plus encore lesmodifications induites par la lésion même rendentle problème très complexe. Sans parler de la néces-sité d’obtenir un ajustement des caractéristiquesde la cinématique aux conditions ambiantes : régu-larité du terrain, dénivellations, présence d’obsta-cles, vitesse demandée.Dans la marche normale, cet ajustement se fait

par apport continu d’informations au système ner-veux central qui les utilise pour modifier « a mi-nima » le schéma inné rigide de sélection descontractions musculaires qui a été enrichi par l’ex-périence individuelle.Dans la majeure partie des méthodes aujour-

d’hui utilisées, le programme prévu est directe-ment activé par le patient, par exemple par uneaction sur des interrupteurs placés sur les poignéesdes béquilles ou, en laboratoire ou en gymnase, parune troisième personne, d’habitude un kinésithéra-peute.C’est un système de contrôle à circuit ouvert qui

ne peut déterminer des réponses suffisamment ra-pides et adaptées.Il ne manque naturellement pas de tentatives de

reproduire les feedbacks permettant d’affiner cesréponses et d’obtenir une marche plus fluide et deplus grande stabilité biomécanique, réduisant enoutre considérablement la fatigabilité.3,44

Un ou plusieurs capteurs13 sont utilisés pourcontrôler la force, la position ou d’autres paramè-

tres physiques, et l’énergie électrique est libérée àla suite d’un événement, par exemple, le contactavec le sol d’un pied ou d’un bâton, ou bien celle-ciest modulée en continu pour contrôler la quantitédemandée, par exemple en fonction des accéléra-tions d’un segment.Certains enregistrent des variations de pression à

la pointe des deux bâtons ou des différentes partiesdu pied en appui. D’autres utilisent comme signal ladérivation des impulsions d’un nerf sensitif cutanéprovenant du pied.55,58 D’autres sont de type gonio-métrique et utilisent l’angulation de l’articulationdu genou, les vitesses angulaires3 ou les accéléra-tions62 à ce niveau. D’autres peuvent signaler lesdéplacements du centre de pression, c’est-à-diredu point sur le sol d’où part le vecteur de réactiond’appui résultant. Des systèmes dans lesquels l’in-tensité de la stimulation est directement contrôléepar le signal électromyographique ont aussi étéétudiés ; le signal est relevé sur le muscle devantêtre stimulé s’il est encore partiellement innervéou sur un muscle accessoire en cas de paralysiecomplète (Fig. 6).64

Certains systèmes sont en mesure de contrôler ladurée de l’impulsion ainsi que la durée totale de lastimulation. Il existe des capteurs de surface et descapteurs implantés. Mais nous devons reconnaîtrequ’il s’agit pour l’instant de tentatives qui ne sontpas sorties des laboratoires de recherche.

Orientations actuelles

Au stade actuel des expériences, ni les orthèses, nila FES, à elles seules, ne semblent pouvoir mener àde réels progrès dans la solution du problème de lamarche du paraplégique ayant des lésions hautsituées. Les raisons pour lesquelles la majeure par-tie des paraplégiques écartent la solution des or-thèses qu’ils ont essayé comprennent les limitesdes performances, la mauvaise esthétique, le coût

Figure 6 Schéma de blocs d’un stimulateur électrique fonctionnel contrôlé par signal électromyographique (MeCFES: MyoelectricallyControlled Functional Electrical Stimulation) développé auprès du Centre de Bio-ingénierie FDG de la Fondation Don Carlo GnocchiOnlus de Milan.


énergétique élevé. D’autre part, la FES est pénali-sée par la complexité de la pose des électrodes etle fait qu’elle ne garantit pas une épargne énergé-tique suffisante. Diverses expérimentations de sys-tèmes hybrides sont donc en cours, qui réunissentles deux types de solutions.À Oswestry, la stimulation transcutanée des mus-

cles fessiers en phase d’appui a réduit de 10 à 35%la charge sur les béquilles dont est équipé l’HGO : lamarche est plus rapide.57 Il existe des problèmesliés à l’embarras provoqué par le câble qui reliel’électrode à l’interrupteur placé sur la béquille etau positionnement correct ou non des électrodesstimulatrices.53

À Rancho Los Amigos, on expérimente l’associa-tion KAFO-stimulation des fléchisseurs de la hancheau début de la phase de suspension.Le groupe de Durfee du MIT de West Roxbury,

Massachusetts a réalisé un prototype d’orthèseHKFO, à associer à la stimulation électrique fonc-tionnelle, qui est caractérisé par des freins servoas-sistés placés dans les articulations de la hanche etdes genoux.30 L’avantage de cette technique estque, dans toutes les phases dans lesquelles la four-niture de puissance mécanique aux articulationsn’est pas nécessaire (entretien de la posture de-bout, genou en phase d’appui du pas, etc.), lastimulation électrique peut être remplacée parl’intervention de ces freins réduisant ainsi considé-rablement la fatigue musculaire.Le RGO est étudié dans différents centres, en

Italie aussi, en association avec la FES, majoritaire-ment des quadriceps et des ischiojambiers du côtéen appui, qui induit l’avancement du membre op-posé par un mécanisme comprenant des câbles. Le

système de l’Université de Louisiane utilise la sti-mulation du droit fémoral comme fléchisseur de lahanche pendant la suspension et des ischiojambierspour étendre la hanche pendant la phase d’appui(Fig. 7). Dans une version proposée par Edwards17

un mécanisme de déblocage du genou permet lefléchissement pendant la phase de vol ; il est activépar le repérage du réflexe nociceptif qui permet destimuler le nerf péronier. Restent à définir le rap-port coût-bénéfices de l’addition du FES au RGO,ainsi que l’acceptation à long terme par l’utilisa-teur. Dans une étude récente,45 il a été montrécomment l’addition de la FES à l’ARGO permettaitune meilleure adaptation hémodynamique, en ter-mes de plus grande capacité de régulation de lafréquence cardiaque en fonction des différentescharges locomotrices, probablement par augmen-tation du retour veineux et du volume systolique.À Montréal, Barbeau et al.5 à la suite de travaux

intéressants sur l’animal, proposent une approchequi associe une intervention pharmacologique àl’aide de substances qui interfèrent avec l’initia-tion de la marche aux stades initiaux ou avec lamodulation d’une marche déjà stabilisée chez l’ani-mal spinal (substances noradrénergiques comme laclonidine et antagonistes de la sérotonine commela ciproheptadine), avec un entraînement à la mar-che sur tapis roulant basé sur la soustraction dupoids corporel (BWS - body weight support) par unbaudrier spécial. Des études sont en cours pourmieux comprendre l’approche rééducative par laFES. Le groupe de Dietz et al. de Zurich travailledans la même ligne, et a développé le systèmeLokomat avec pour objectif d’associer au décharge-ment du poids corporel, un entraînement sur tapis

Figure 7 Système de stimulation électrique des quadriceps et des ischiojambiers à associer à l’orthèse RGO développée à LouisianeState University.


roulant guidé par une orthèse active en mesure dereproduire les mouvements et les synergies locomo-trices au niveau des membres inférieurs typiques dela marche, de façon à favoriser la récupération etl’exploitation des « central pattern generators »spinaux. Les bons résultats rapportés jusqu’à pré-sent concernent surtout des patients ayant deslésions spinales incomplètes.Le système VA-CWRU, en évolution continue au

Centre Médical de la Veterans Administration deCleveland, sous la direction de Marsolais, prévoit austade actuel un appareillage minimal, limité à uneorthèse cheville-pied avec flexion dorsale libre,avec un maximum de stimulation électrique.46 Ilutilise 48 canaux pour stimuler les muscles néces-saires pour l’appui et la suspension. Les électrodessont percutanées,46 implantées chirurgicalementdans les muscles et connectées aux stimulateursexternes, contrôlés par les utilisateurs par un dis-positif manuel type joy stick : des programmesindividuels sont prévus pour chaque sujet pour luipermettre de rester debout, marcher en avant,monter des marches et marcher en arrière et decôté. Des capteurs sont appliqués à l’orthèse etinforment du contact pied-sol et de la position deschevilles. Les résultats semblent bons : des mar-ches ont été obtenues à la vitesse de 1 m/s, maisd’importants problèmes de coût énergétique élevé,de contrôle de la hanche et du tronc persistent,avec les difficultés d’équilibre qui en résultent,imposent l’utilisation d’un déambulateur, et desproblèmes d’entretien d’un système aussi com-plexe.Une voie intéressante de recherche concerne le

développement de systèmes de stimulation multi-canaux entièrement implantés qui, par les électro-des épimysiales et/ou épineurales sont en mesured’activer un nombre élevé de muscles, dont cer-tains difficilement contrôlables par des électrodesexternes comme le psoas iliaque. Les systèmes dece type sont constitués par une partie « intelli-gente » externe, contenant un microprocesseurprogrammable, interfacé avec la partie implantéepar l’intermédiaire d’un accouplement électroma-gnétique. On utilise également des capteurs pour lecontrôle de la stimulation en boucle fermée18 ainsiqu’un déambulateur ou des béquilles équipéesd’interrupteurs télémétriques. C’est dans cette di-rection que se sont dirigés, entre autres, les projetsde recherche SUAW66 de la Communauté euro-péenne et le projet LARSI (Lumbo-sacral AnteriorRoot Stimulator Implant) du Département de Physi-que Médicale et Bio-ingénierie de l’University Col-lege de Londres (UCL), dirigé par Donaldson.15 LeLARSI utilise en particulier un système à 12 canauxpour la stimulation bilatérale des racines antérieu-

res de L2 à S2 par des électrodes tripolaires. Dansles premières expérimentations jusqu’à présent ef-fectuées sur l’homme, ce système s’est révélé effi-cace pour des activités de pédalage, que ce soit surcyclette statique ou sur tricycle d’extérieur, alorsque pour la posture debout et la marche, des pro-blèmes de sélectivité insuffisante dans l’activationdes différents groupes musculaires sont apparus.

Conclusion

Malgré la quantité et la qualité des recherches encours dans le monde entier, le problème de larécupération de la marche du paraplégique estencore loin d’être résolu : les applications, enparticulier celles qui prévoient l’utilisation de laFES sont nombreuses dans les laboratoires de re-cherche sur la marche pathologique, mais elles sonttrès rares dans la pratique clinique.34

Les recherches pour les réalisations futures sontconcentrées sur trois éléments, les orthèses, laFES, le feedback, dont la synthèse pourra mener àune solution efficace du problème. On travailleactuellement à la mise au point d’électrodes plusfiables, de stimulateurs implantables, de meilleu-res connexions télémétriques entre les composan-tes et des systèmes de contrôle en circuit ferméefficaces. On met au point, en particulier, l’analysedes demandes et des réponses du patient qui serontles facteurs dont, en dernière analyse, dépendral’utilisation pratique réelle des apports les plusraffinés de la technologie moderne.

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recuperation de la station debout

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