Comparaison du modèle de Duclos avec le modèle de Hof

support sera plus grande. Suite à ces modifications, la force stabilisante devrait diminuer et la force déstabilisante devrait augmenter, rendant les participants plus stables. Ces modifications de la marche observées chez les participants ayant une LM améliorent le contrôle postural et s’arriment bien avec les bases du modèle des forces stabilisantes et déstabilisantes, ce qui tend à supporter sa validité.

6.1.4.3 Comparaison du modèle de Duclos avec le modèle de Hof

D’autres modèles existent pour évaluer le contrôle postural dynamique. L’un des modèles les plus utilisés lors de la marche est le modèle de Hof (Hof, 2008; Hof et al., 2005). Celui-ci est basé sur les travaux de Pai et Patton qui indiquaient que la position et la vitesse du COM par rapport à la base de support doivent être considérées pour évaluer le contrôle postural dynamique (Pai et Patton, 1997). En effet, il est connu que même si le COM se retrouve en dehors de la base de support, la stabilité est maintenue si sa vitesse est dirigée vers l’intérieur de la base de support. La mesure principale du contrôle postural dérivée de ces notions et utilisée dans la plupart des publications est la marge de stabilité, soit la distance entre la base de support et le COM extrapolé qui tient compte de la vitesse de ce dernier (Hof et al., 2005). Cette marge de stabilité doit être positive pour assurer la stabilité, une marge négative nécessitant une correction de la base de support pour éviter de chuter (Rosenblatt et Grabiner, 2010).

Or, la plupart des études indiquent que la marge de stabilité en médiolatéral demeure relativement stable peu importe la condition d’un individu ou la difficulté des tâches effectuées. Par exemple, lors de l’initiation de la marche à trois vitesses différentes, Caderby et al. (2013) rapportent une absence de différence significative entre les marges de stabilité médiolatérales de ces trois conditions lors du contact du talon suivant le premier pas (Caderby et al., 2013). De même, Hak et al. (2013b) n’ont pas trouvé de différences entre les marges de stabilité médiolatérales minimales d’individus ayant subi un AVC et celles d’individus en santé lors de la marche (Hak et al., 2013b). Les résultats sur les marges de stabilité pourraient différer en antéropostérieur selon la présence ou non d’atteintes neurologiques (Stegemoller et

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al., 2012) ou en présence de perturbation lors de la marche (Hak et al., 2012; Hak et al., 2013b; Young et al., 2012). Toutefois, il semble que les marges varient en fonction de l’importance de la perturbation. Lorsque celles-ci sont moins importantes (Hak et al., 2013a), la marge de stabilité est peu modifiée. De par son comportement, il semble donc que le système nerveux ait intérêt à garder les marges de stabilité relativement invariable dans le plan médiolatéral de façon à éviter les pertes d’équilibre, notamment en variant la largeur des pas (Rosenblatt et Grabiner, 2010; Young et Dingwell, 2012). En ce sens, la marge de stabilité comme mesure du contrôle postural présente une validité discriminante limitée puisqu’elle varie peu dans certaines conditions expérimentales.

À l’inverse des marges de stabilité, les forces stabilisantes et déstabilisantes varient en fonction de la condition des individus et des tâches qu’ils réalisent. Nous avons pu ainsi démontrer la capacité du modèle à discriminer la performance d’individus ayant une LM de personnes en santé ou encore les exigences posturales et dynamiques des phases unipodales et bipodales de l’initiation et de l’arrêt de la marche. Plus spécifiquement, comme marcher à différentes vitesses influence directement la force stabilisante puisque la vitesse du COM est un déterminant majeur de cette force, il est probable que débuter la marche à différentes vitesses se traduira par des différences de la force stabilisante, contrairement à ce que Caderby et al. ont trouvé pour les marges de stabilité médiolatérales (Caderby et al., 2013). De même, la force déstabilisante varie aussi selon les atteintes des individus et les tâches effectuées. Ainsi on retrouvait une différence de force déstabilisante entre les individus ayant une LM et ceux en santé lors de la marche naturelle et ce même s’ils étaient appariés à la vitesse. Une différence était également présente sur cette force entre la phase unipodale de l’initiation et l’arrêt de la marche. Le modèle semble donc propice pour caractériser le contrôle postural dans plusieurs situations.

La largeur de la base de support est associée à la force déstabilisante puisque celle- ci est en partie déterminée par la distance entre le COP et la base de support. On rapporte d’ailleurs un élargissement de la base de support en médiolatéral chez des

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personnes ayant une LM par rapport à des individus en santé en parallèle avec une diminution de leur contrôle postural (Day et al., 2012). Cependant, l’analyse de la largeur de la base de support durant la marche n’a pas été conduite dans nos études pour vérifier cette hypothèse. Il faut préciser que plusieurs études utilisant la marge de stabilité pour mesurer le contrôle postural dynamique caractérisent aussi la largeur des pas pour faire ressortir les différences dans les capacités d’équilibration d’individus ayant des capacités variées ou effectuant des tâches différentes (Caderby et al., 2013; Hak et al., 2013b; MacLellan et Patla, 2006).

Somme toute, le modèle semble pertinent pour établir des différences entre les individus quant à leurs capacités d’équilibration et pour déterminer l’exigence dynamique et posturale de différentes tâches, présentant ainsi certains avantages par rapport au modèle de Hof.