TTHHÈÈSSEE

En vue de l'obtention du

DDOOCCTTOORRAATT DDEE LL’’UUNNIIVVEERRSSIITTÉÉ DDEE TTOOUULLOOUUSSEE

Délivré par l'Université Toulouse III - Paul Sabatier

Discipline ou spécialité : Sciences et Techniques des Activités Physiques et Sportives

JURY

Pr. Pier-Giorgio Zanone, Professeur (Université Toulouse III) Président Pr. Laurence Chèze, Professeur (Université Lyon I) Rapporteur

Pr. Jean Paul Micallef, Professeur (Université Montpellier I) Rapporteur Pr. Serge Le Bozec, Professeur (Université Paris-sud XI) Examinateur Pr. Pierre Portero, professeur (Université Paris-sud XI) Examinateur

Pr. Manh Cuong Do, Professeur (Université Paris-sud XI) Directeur de Thèse M. Bruno Watier, MCU (Université Toulouse III) Co-Directeur de Thèse

Ecole doctorale : CLESCO Unité de recherche : LAPMA - EA3691

Directeur(s) de Thèse : Manh Cuong DO Bruno WATIER

Présentée et soutenue par Eric POIRIER Le 08/09/09

Titre :

Influence de paramètres biomécaniques et électrophysiologiques sur la technique de propulsion:

Transition de la posture classique vers la posture danseuse chez le cycliste.

1

Résumé :

L’objectif de ce travail est de tenter d’identifier les facteurs qui sous-tendent les adaptations posturales lors de la propulsion du cycliste et notamment lors du passage de la posture classique vers la posture danseuse. Cette adaptation posturale est-elle liée à une recherche de création de forces supplémentaires et/ou permet-elle une économie musculaire? Pour aborder ce questionnement, il a été développé du matériel expérimental permettant de mesurer les contraintes mécaniques à l’interface entre le cycliste et la bicyclette. Ce matériel nous a permis d’enregistrer et d’analyser les paramètres mécaniques (moments articulaires et puissance) et physiologiques (EMG, rythme cardiaque) de chacune des postures lors de tests où la puissance mécanique est incrémentée. Les résultats montrent que l’utilisation de la posture danseuse crée des configurations musculo-squelettiques plus adaptées au développement de puissances qu’en posture classique. L’élévation de la puissance développée est liée à l’augmentation de la contrainte musculaire. Cette augmentation de contrainte invalide l’hypothèse d’économie musculaire à l’origine du choix postural. L’analyse de l’activité électromyographique montre une répartition différente des efforts entre les groupes musculaires en danseuse. Le biceps femoris (acteur essentiel de la propulsion) voit son activité diminuer en durée d’activation et en intensité de ses contractions ce qui augmente sa phase de repos. Cependant, l’amplitude de l’EMG de la majorité des muscles étudiés a augmenté. Face à l’augmentation de la résistance à l’avancement de la bicyclette, les adaptations mécaniques réalisables en posture classique sont contraintes par la présence de l’appui sur la selle. La transition vers la posture danseuse permet une nouvelle organisation des leviers anatomiques ce qui entraîne une économie musculaire locale (biceps femoris). Cette nouvelle répartition de l’effort entre les différents muscles expliquerait la transition de la posture classique vers la posture danseuse.

Mots-clés : Cyclisme, pédalage, propulsion, posture, dynamique inverse, biomécanique.

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Transition from the classical posture to the upright posture during cycling.

Biomechanical criterion effects on the cyclist propulsion technique.

Abstract:

The aim of this study was to understand which elements induce postural adaptation during cycling propulsion and particularly during transition from the classical posture to the upright one. Lots of works investigate posture effect on cyclist performance. However, few studies interest in the upright posture utilization. In our knowledge, no studies clearly explain why cyclists change their posture from classical to upright when ergocycle’s resistance becomes too high. Is this postural adaptation due to more force creation and/or to muscular economy? First, we have developed experimental devices allowing us to measure mechanical strain between cyclist and bicycle. We have studied mechanical and physiological parameters for each posture during power incremental test. Then, we have evaluated the more pertinent parameters influence on the transition trigger. Results show that upright posture allows musculoskeletal configuration favorable to the development of high power output. Using upright posture, absence of saddle support induces better postural adaptations to oppose to the ergocycle resistance increase. Power output growth is principally due to muscle strain increase. Electromyographic analysis shows that muscle activation is different between the two postures. In particular, biceps femoris is less activated in the upright posture in spite of the higher power output. The reduction of the duration and intensity of this muscle contraction permit to increase the rest phase. Better allocations of the effort between the muscles enable some of them to rest. This phenomenon of muscle economy could explain the transition from classical posture to the upright posture when power output get higher.

Key-words: Biomechanics, cyclist, propels, posture, inverse dynamic

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POIRIER Eric

Laboratoire Adaptation Perceptivo Motrice Apprentissage

EA3691 Université Paul Sabatier 118 route de Narbonne 31062 Toulouse cedex 4 poirier@cict.fr

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Remerciements Je tiens tout d’abord à remercier manh cuong Do pour m’avoir dirigé tout au long de ma thèse. Je tiens particulièrement à remercier mon co‐directeur Bruno Watier qui me suit depuis la maitrise et dont l’appui a été essentiel durant toutes ces années.

Je remercie tous les membres du laboratoire pour leur aide et en particulier la secrétaire, Michelle Fourment pour sa gentillesse et le directeur Pier‐giorgio Zanone qui est toujours prêt à accéder à mes requêtes.

Je remercie les anciens doctorants, Frédérique Laberenne, Jimmy Gautier, Jessica Talet et particulièrement Alexandra Cadène pour m’avoir aidé à mettre le pied à l’étrier à mon arrivée. Je remercie les nouveaux doctorants, Laurent Solini, Yannick Wamain et Fabien Dal‐maso pour leur bonne humeur et l’ambiance agréable qu’ils ont fait régner dans le labo cette dernière année.

Je ne peux oublier de remercier Mathieu Andrieux , Jérémy Danna et Philippe Dedieu qui m’accompagnent dans et en dehors du bureau presque depuis le début de ma thèse.

Merci à tous les participants et en particulier Xavier Pros pour être toujours partant pour souffrir en salle d’expérimentation.

Merci à Lionel Castillo sans qui la réalisation de la pédale instrumentée n’aurait pas été possible.

Je remercie Jean Paul Micallef pour m’avoir confié sa selle instrumentée ce qui m’a permis de réaliser une partie de ce travail. Je le remercie aussi tout comme les autres membres de mon jury, Laurence Chèze, Pierre Portero et Serge LeBozec pour avoir accepté d’expertiser mon travail et me permettre d’améliorer la qualité de mes recherches.

Enfin, Je pense à mes parents dont le soutien moral m’a permis d’arriver au bout de ce travail. Je pense à Gaby qui nous a quittés trop tôt. Je pense à Stéphanie que j’ai enfin trouvée après avoir beaucoup cherché.

A TOUS … MERCI.

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TABLE DES MATIERES

Introduction générale ....................................................................................... 11

Chapitre 1 Développement matériel ................................................................ 15 1 Introduction ....................................................................................................................... 15

2 Les systèmes de mesure. ................................................................................................... 16

2.1 L’ergocycle : ............................................................................................................... 16

2.2 La pédale ..................................................................................................................... 18

2.2.1 Aspects théoriques ............................................................................................... 18

2.2.2 Système mécanique ............................................................................................. 21

2.3 Le guidon. ................................................................................................................... 24

2.4 La selle. ....................................................................................................................... 25

3 Résultats ............................................................................................................................ 25

3.1 Evaluation statique...................................................................................................... 25

3.1.1 Données cinématiques ......................................................................................... 25

3.1.2 Données analogiques ........................................................................................... 26

3.1.2.1 Linéarité de la mesure .................................................................................... 26

3.1.2.2 Point d’application de la force sur la pédale .................................................. 27

3.1.2.3 Reproductibilité de la mesure de la pédale ..................................................... 28

3.2 Evaluation dynamique ................................................................................................ 29

3.2.1 Données cinématiques ......................................................................................... 29

3.2.2 Données analogiques ........................................................................................... 29

3.3 Détermination des forces normales et tangentielles ................................................... 30

4 Discussion ......................................................................................................................... 31

4.1 Cinématique ................................................................................................................ 31

4.2 Cinétique ..................................................................................................................... 31

4.3 Discussion générale .................................................................................................... 32

5 Conclusion ........................................................................................................................ 33

Chapitre 2 Analyse biomécanique et physiologique des postures classique et danseuse .................................................................................................... 34 1 Introduction ....................................................................................................................... 34

1.1 Posture ........................................................................................................................ 35

1.1.1 Le cycle de pédalage ........................................................................................... 35

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1.1.2 Le pédalage assis ................................................................................................. 36

1.1.3 Le pédalage danseuse .......................................................................................... 37

1.2 Approche physiologique de la propulsion .................................................................. 38

1.3 Approche mécanique de la propulsion ....................................................................... 39

2 Matériel et méthode .......................................................................................................... 41

2.1 Plateau technique ........................................................................................................ 42

2.2 Déroulement de l’étude............................................................................................... 42

2.2.1 Réglages et paramètres de départ ........................................................................ 43

2.2.2 Etapes .................................................................................................................. 44

2.3 Traitement des données .............................................................................................. 44

3 Résultats ............................................................................................................................ 44

3.1 Couple au niveau du pédalier ..................................................................................... 45

3.2 Orientation de l’effort appliqué sur la pédale ............................................................. 47

3.3 Moments articulaires .................................................................................................. 54

3.4 Puissance développée par chaque articulation ............................................................ 62

3.5 Le Moment Cost Function .......................................................................................... 64

3.6 Intervention des membres supérieurs ........................................................................ 67

3.7 Approche physiologique : le rythme cardiaque .......................................................... 69

3.8 La perception subjective de l’effort ............................................................................ 71

4 Discussion générale.......................................................................................................... 73

5 Conclusion ........................................................................................................................ 79

Chapitre 3 Etude des paramètres de transition entre la posture classique et la posture danseuse ................................................................................................ 80 1 Introduction ....................................................................................................................... 80

1.1 EMG, utilisation, sens................................................................................................. 81

1.2 Les facteurs théoriques pouvant influencer la fiabilité du signal EMG ..................... 82

1.3 Activité musculaire lors du pédalage .......................................................................... 86

1.4 Description anatomique et fonctionnelle des muscles étudiés ................................... 90

1.4.1 Patron d’activation musculaire en posture classique ........................................... 91

1.5 Patron d’activation musculaire en danseuse ............................................................... 92

2 Matériel et méthode .......................................................................................................... 93

2.1 Le signal EMG : enregistrement, traitement .............................................................. 93

2.1.1 Etude de l’amplitude du signal EMG .................................................................. 93

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2.1.2 Etude de la période d’activation du muscle lors d’un cycle de pédalage ............ 94

2.2 Matériel ....................................................................................................................... 94

2.3 Expérimentation .......................................................................................................... 95

2.4 Traitement des données .............................................................................................. 96

3 Résultats ............................................................................................................................ 99

3.1 Approche cinétique ..................................................................................................... 99

3.1.1 Efforts appliqués sur la pédale ............................................................................ 99

3.1.2 La selle, un informateur pertinent ? ................................................................... 100

3.1.3 Efforts sur le guidon .......................................................................................... 102

3.1.4 Moments articulaires ......................................................................................... 104

3.1.5 Puissances articulaires ....................................................................................... 107

3.2 Analyse de l’activité EMG de 4 muscles essentiels à la propulsion ......................... 108

3.2.1 Périodes d’activation des muscles du membre inférieur droit .......................... 108

3.2.2 Amplitude de l’activité EMG des membres inférieurs ...................................... 115

4 Discussion ....................................................................................................................... 117

4.1 Cinétique : ................................................................................................................. 118

4.2 Activité EMG : ......................................................................................................... 120

4.2.1 Adaptation de l’activité musculaire face à la contrainte ................................... 120

4.2.2 La transition, une solution à la limite d’adaptation ........................................... 122

5 Conclusion : .................................................................................................................... 125

Conclusion Générale et Perspectives ............................................................. 127

References ................................................................................................. 130

Annexes .................................................................................................. 140 1 Orientation des forces appliquées sur la pédale pour un participant. .............................. 140

2 Les premières bicyclettes, les premières techniques de propulsion. ............................... 141

3 Schéma d’un capteur de forces à jauge de contrainte en pont complet. ......................... 142

4 Le vélo et ses différents réglages .................................................................................... 142

5 Procédure de Dynamique inverse ................................................................................... 143

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Table des illustrations Figure 1 : Ergocycle ...................................................................................................................... 16 Figure 2 : Référentiels ................................................................................................................... 18 Figure 3 : Composantes de forces appliquées sur la pédale droite ............................................... 19 Figure 4 : Schéma théorique des forces exercées sur la pédale .................................................... 20 Figure 5 : Prototype de la pédale droite. ....................................................................................... 22 Figure 6 : Capteur dynamométrique ............................................................................................. 23 Figure 7 : Jauge de contrainte intégrée au guidon ........................................................................ 24 Figure 8 : Selle instrumentée ........................................................................................................ 25 Figure 9 : Test de linéarité du capteur en compression. ................................................................ 27 Figure 10 : Zone d’application de la force. ................................................................................... 28 Figure 11 : Kinogramme du cycliste. ............................................................................................ 29 Figure 12 : Kinogramme de la manivelle...................................................................................... 30 Figure 13: Forces appliquées sur la pédale. .................................................................................. 30 Figure 14 : Phases composant un cycle de pédalage. ................................................................... 35 Figure 15 : Modèle théorique du cycliste. ..................................................................................... 39 Figure 16 : Moment au niveau de l’axe du pédalier. .................................................................... 46 Figure 17 : Forces appliqués sur la pédale droite en posture classique et danseuse. .................... 49 Figure 18: Part de forces non propulsives. .................................................................................... 51 Figure 19 : Part de forces anti-propulsives qui composent la force tangentielle. ......................... 52 Figure 20 : Modèle cinétique du cycliste. ..................................................................................... 57 Figure 21 : Evolution des moments articulaires............................................................................ 59 Figure 22 : Puissances articulaires ................................................................................................ 63 Figure 23 : Evolution du MCF. ..................................................................................................... 66 Figure 24 : Forces exercées sur le guidon. .................................................................................... 68 Figure 25 : Evolution du rythme cardiaque. ................................................................................. 70 Figure 26 : Perception subjective de l’effort. ................................................................................ 72 Figure 27 : Schéma fonctionnel. ................................................................................................... 87 Figure 28 : Traitement du signal EMG. ........................................................................................ 98 Figure 29 : Résultante des efforts appliqués sur la pédale. ........................................................... 99 Figure 30 : Evolution de l’effort appliqué sur la selle. ............................................................... 101 Figure 31 : Forces exercées sur le guidon. .................................................................................. 102 Figure 32 : Moments articulaires. .............................................................................................. 104 Figure 33 : Puissances articulaires. ............................................................................................. 107 Figure 34 : Période d’activation du rectus femoris ..................................................................... 111 Figure 35 : période d’activation du vastus medialis ................................................................... 112 Figure 36 : Période d’activation du biceps femoris ................................................................... 113 Figure 37 : Période d’activation du soleus. ................................................................................. 114 Figure 38 : Intégration de l’activité EMG. .................................................................................. 116

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Table des équations

Équation 1 : Puissance. ................................................................................................................. 17 Équation 2 : Moment du pédalier .................................................................................................. 19 Équation 3 : Rapport entre les référentiels locaux de la manivelle et de la pédale. ...................... 20 Équation 4 : Force longitudinale à la manivelle. .......................................................................... 21 Équation 5 : Indice d’Efficacité du Pédalage ................................................................................ 48 Équation 6 : Moment de force....................................................................................................... 55 Équation 7 : Moment dynamique de la cuisse, de la jambe et du pied ......................................... 58 Équation 8 : Moment Cost Function ............................................................................................. 65 Équation 9 : iEMG ........................................................................................................................ 93 Équation 10 : iEMG moyen .......................................................................................................... 94

Tableaux

Tableau 1 : Caractéristiques anthropométriques de la population étudiée.................................... 42 Tableau 2 : Extrema du moment au niveau du pédalier pour les deux postures. .......................... 46 Tableau 3 : Tableau récapitulatif des caractéristiques posturales ................................................. 77 Tableau 4 : Tableau récapitulatif. ............................................................................................... 124

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Table des abréviations :

eX,eY,eZ

Référentiel global du plateau expérimental.

eYg,eZg

Référentiel local du guidon.

eZs Référentiel local de la selle.

eXp,eYp,eZp Référentiel local de la pédale.

eXm,eYm,eZm Référentiel local de la manivelle.

R Force résultante appliquée sur la pédale.

Fn,Ft Force longitudinales à la manivelle, force perpendiculaire à la manivelle.

Fs,Fp Force antéro-postérieure à la pédale, force perpendiculaire au plateau la pédale.

GM Gluteus maximus

RF Rectus femoris

TA Tibialis anterior

VL Vastus lateralis

VM Vastus medialis

GC Gastrocnemiens

BF biceps femoris ; BFsh (short head)

A1

Axe de rotation de la hanche (plan sagittal)

A2

Axe de rotation du genou (plan sagittal)

A3

Axe de rotation de la cheville (plan sagittal)

A4

Axe de rotation de la pédale (plan sagittal)

G1

Centre de gravité de la cuisse

G2

Centre de gravité de la jambe

G3

Centre de gravité du pied

θ1

Angle entre l’axe longitudinal de la cuisse et l’horizontal (eY)

θ1

Angle entre l’axe longitudinal de la jambe et l’horizontal (eY)

θ1

Angle entre l’axe longitudinal du pied et l’horizontal (eY)

VO2 Volume d’oxygène consommé. Le VO2max est la quantité maximale d'oxygène par unité de temps qu'un organisme est capable de prélever.

PMA La Puissance Maximale Aérobie correspond à la puissance développée par le sujet lorsqu’il atteint son VO2max

VMA Vitesse Maximale Aérobie. Vitesse maximale où se réalise le changement de filière énergétique. Vitesse minimale de course permettant d’atteindre le VO2max.

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Introduction générale

Le premier vélo possédant les éléments fondamentaux de la bicyclette moderne date de 1855 et a été développé par les ingénieurs français Michaux et Lallement. Déjà à l’époque, le but était de faciliter la locomotion en cherchant à augmenter la vitesse de déplacement tout en réduisant les efforts. L’ancêtre du vélo imaginé par le Comte Mede de Sivrac en 1790 sans système de direction ni propulsion visait déjà cet objectif en profitant au maximum des lieux de pratique et notamment des descentes. Deux siècles plus tard, les objectifs n’ont pas changé, cependant les améliorations techniques ont permis d’aller toujours plus loin, plus vite avec moins d’efforts musculaires.

Avec le réchauffement planétaire, la pollution automobile, la volonté de retour à la nature, le vélo redevient un moyen de locomotion de plus en plus prisé. L’implantation de bornes de vélos en libre accès dans les villes est devenue un symbole de modernité. Imaginé il y a plus de deux siècles, la bicyclette a survécu à l’ère de la facilité avec l’avènement du pétrole et de la locomotion motorisée. Durant tout ce temps, elle a su évoluer avec son temps et notamment profiter de l’évolution industrielle, de la recherche et développement par l’utilisation de nouveaux concepts (VTC, VTT, BMX Freestyle, descente), nouveaux matériaux (aluminium, carbone, magnésium), nouveaux mécanismes (dérailleurs, suspensions). En 1924 Tullio Campagnolo (Italie) invente le premier dérailleur permettant de changer de braquet tout en pédalant. Braquets et dérailleurs sont certaines des applications mécaniques les plus flagrantes de l’utilisation des principes des leviers d’Archimède pour permettre le déplacement à partir de forces extérieures. Les fondements de la propulsion en cyclisme s’appuient sur l’utilisation des leviers pour optimiser la transformation des forces créées par le pratiquant en une vitesse de déplacement. Il existe une forte similitude entre le dérailleur artificiel et «le dérailleur anatomique » qu’est le corps humain. En effet, le corps est composé d’actionneurs que sont les muscles, de leviers formés par les os et axes de rotations formés par les articulations. Le tout se rassemble en une chaîne mécanique permettant la propulsion.

Dans l’objectif d’aller plus vite avec moins d’efforts musculaires, nous pouvons soit modifier le système de propulsion matériel soit agir sur le système de propulsion anatomique. Ce deuxième cas se produit très naturellement lorsque nous choisissons de diminuer la vitesse du mouvement, de modifier les temps d’effort ou simplement en modifiant notre posture. Ce sont ces adaptations

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qui nous ont intéressées dans le cadre de cette étude. Il s’agit d’utiliser les principes de la mécanique pour mettre en évidence les adaptations internes de l’organisme face à l’augmentation de la contrainte.

Comprendre l’interaction entre la bicyclette et le sportif est essentiel pour optimiser la performance, comprendre un comportement ou résoudre un problème médical (douleurs articulaires par exemple). La diminution du temps nécessaire à un cycliste pour parcourir une distance donnée peut être assimilée à la notion de performance. Les études s’intéressant à cette question ont tenté de déterminer les critères d’optimisation ayant une influence sur la performance. Certaines études se sont intéressées à la fréquence de pédalage, d’autres à la modification de la posture soit par des modifications du matériel soit par un changement de technique de pédalage (Hull et al. 1988; Gonzalez et al. 1989). Selon certains auteurs, la technique de pédalage a une influence sur la dépense énergétique. Dans des conditions de pratique comparables, le cycliste expert consomme moins d’O2 (Vo2) que le cycliste débutant (Coyle et al. 1991). Comme l’expert réalise de meilleures performances que le débutant, la diminution de la consommation d’O2 semble être un bon critère d’optimisation. De plus, ce résultat laisse penser que le cycliste expert a optimisé sa technique de pédalage. Chapman a ainsi mis en avant les différences dans le patron d’activation musculaire entre les cyclistes novices et les cyclistes experts (Chapman et al. 2006; Chapman et al. 2007; Chapman et al. 2008).

Partant de l’idée que la technique de pédalage pouvait être optimisée, nous nous sommes intéressés à une condition de pratique particulière en cyclisme qu’est le franchissement de côtes. Il est fréquent voire systématique que les cyclistes passent de la posture assise sur la selle à une posture debout sur les pédales (dite posture danseuse) pour franchir les zones de montée. Nous pouvons considérer ce changement de posture comme une adaptation de la technique de pédalage à la condition de pratique. Partant de l’hypothèse que le cycliste a toujours tendance à choisir la posture la plus « facile », quelles sont les raisons qui sous-tendent l’utilisation de la posture danseuse au détriment de la posture classique ? Nous nous intéressons donc à une adaptation de la technique de pédalage liée à une augmentation de la puissance développée.

En comparaison avec l’étude de la posture classique, très peu de travaux se sont intéressés à la posture danseuse. Il n’y a pas à notre connaissance de travaux permettant de déterminer les critères fondamentaux permettant de différencier les postures danseuses et classiques et qui expliqueraient l’intérêt de la posture danseuse lors du franchissement de côtes. Les études traitant de l’approche physiologique de la posture danseuse n’ont pas permis de justifier l’utilisation de cette posture (Li et al. 1998; Millet et al. 2002). Cependant, une approche plus biomécanique du problème a permis d’apporter plusieurs pistes (Caldwell et al. 1998) ce qui justifie notre intérêt pour cette approche biomécanique du pédalage.

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Notre travail est composé de trois parties :

I) Développement matériel

Objectif : L’analyse de la propulsion selon des aspects mécaniques nécessite le développement de matériel de mesure des forces appliquées entre le cycliste et la bicyclette. Pour étudier cette interaction, nous avons développé et testé des interfaces mesurant les contraintes mécaniques qui s’exercent au niveau de tous les points de contact entre le cycliste et son vélo.

Ce chapitre présente le développement de trois interfaces de mesure permettant de compléter les lacunes des dispositifs commerciaux présents sur notre plateau expérimental. En particulier, nous présentons en détails une méthode originale de mesure des efforts appliqués sur la pédale.

Une première interface permet de mesurer les efforts verticaux exercés sur la selle. Une deuxième permet de mesurer les efforts verticaux exercés sur le guidon. Enfin, la troisième interface permet de mesurer les composantes de la force résultante appliquée sur la pédale. Nous avons présenté dans un premier temps les différentes contraintes théoriques liées au développement d’appareils de mesures. Nous nous sommes intéressés aux méthodes théoriques permettant d’obtenir les variables recherchées. Ensuite, nous avons présenté les différentes étapes de prototypage grâce aux outils de conception assistée par ordinateur. Enfin, nous avons réalisé les différents tests (précision, fluage, reproductibilité) afin de valider l’utilisation de ces appareils de mesure dans la suite de l’étude.

II) Analyse biomécanique et physiologique des postures classique et danseuse

Objectif : Justifier l’utilisation des techniques de pédalage assis et en danseuse. Lors d’une première expérimentation, nous avons tenté de déterminer des variables permettant d’expliquer l’utilisation d’une posture plutôt qu’une autre en fonction de la puissance développée par le cycliste. Parmi les variables mécaniques et physiologiques couramment employées dans les travaux de recherche sur le cyclisme, nous avons tenté d’employer les plus pertinentes pour justifier ce choix postural.

En nous appuyant sur des outils théoriques (variables) présentés dans la littérature, nous avons testé les sept outils les plus pertinents afin de comprendre l’intérêt de l’utilisation d’une posture particulière en fonction de la puissance développée. Après la présentation des différents aspects théoriques de la propulsion en cyclisme, nous avons décrit le protocole expérimental général. Puis nous avons analysé les résultats en procédant variables par variables. Ainsi, nous avons précisé tour à tour les fondements théoriques et méthodologiques propres à chaque variable suivi des résultats spécifiques à cette variable.

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Chaque outil permet d’avoir une observation cadrée sur une partie du phénomène de propulsion. Nous avons analysé la propulsion du cycliste en commençant par la conséquence qu’est l’avancée du vélo en élargissant vers les causes qui en sont à l’origine. Pour être plus précis, nous avons commencé par étudier le couple au niveau du pédalier qui défini au mieux les conséquences propulsives de la technique de pédalage. Nous avons ensuite analysé les forces appliquées sur la pédale dont une seule part est à l’origine de la création du couple propulsif au niveau du pédalier. Nous nous sommes intéressés aux moments articulaires des membres inférieurs ainsi qu’aux puissances articulaires qui conditionnent la réalisation du mouvement et donc la création de forces au niveau de la pédale. Nous avons évalué l’implication des membres supérieurs dans le mouvement. Plus globalement, nous avons étudié l’évolution du rythme cardiaque. Enfin, nous nous sommes intéressés à la perception que le pratiquant avait de son propre effort. Le chapitre se termine sur une discussion générale concernant les différents outils employés et les résultats obtenus.

III ) Etude des paramètres de transition entre la posture classique et la posture danseuse

Objectif : Analyser le phénomène de transition de la posture classique vers la posture danseuse. L’objectif est de déterminer lors d’une nouvelle expérimentation l’élément limitant de la posture classique qui entraîne le phénomène de transition vers la posture danseuse.

A partir des résultats du chapitre précédent et en complétant les limites observées grâce à de nouveaux outils comme l’analyse électromyographique, nous avons cherché à étudier le phénomène de transition entre la technique de propulsion classique et la technique danseuse. Dans ce chapitre nous avons mis en rapport le patron d’activation musculaire1 et ses conséquences propulsives. En mettant en relation un critère électro-physiologique (EMG) et les conséquences mécaniques (moments articulaires, forces appliquées sur la pédale), nous avons cherché à comprendre ce qui pouvait déclencher la transition de la posture classique vers la posture danseuse. En particulier, nous nous sommes intéressés à l’évolution de l’activité musculaire en fonction de l’augmentation de la puissance afin d’observer quel est l’élément limitant de la posture classique nécessitant une modification posturale radicale qu’est la transition vers la posture danseuse. En d’autres termes, comment caractériser le seuil à partir duquel l’adaptabilité de la posture classique ne suffit plus à compenser l’augmentation de la contrainte ? Dans un premier temps nous avons présenté les aspects théoriques liés à l’étude du patron d’activité musculaire. Nous avons ensuite présenté le protocole expérimental et le plateau technique nécessaire à notre étude. Enfin, les résultats sont observés puis discutés.

1 Déroulement temporel des contractions musculaires durant un cycle de pédalage.

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Chapitre 1 Développement matériel

1 Introduction

L’objectif de ce chapitre est de présenter les dispositifs de mesure permettant d’étudier les interactions mécaniques entre le cycliste et son vélo. Dans l’exercice du pédalage les cyclistes possèdent des appuis au niveau de 3 zones que sont : la selle, le guidon et les pédales. Ces zones de contact constituent des appuis au sens de la mécanique, c’est-à-dire là où s’opèrent les forces de réaction. La connaissance de ces forces est nécessaire pour analyser et comprendre les efforts développés par le cycliste. De nombreux systèmes ont été développés. Les premiers modèles permettaient de mesurer uniquement la part propulsive de l’effort appliqué sur la pédale (Hoes et al. 1968; Davies et al. 1976; Sargeant et al. 1977; Sargeant et al. 1978; Brooke et al. 1981). Ce système à été modernisé puis commercialisé pour pouvoir être utilisé sur une bicyclette personnelle (Gardner et al. 2004). Par la suite, d’autres systèmes ont été développés permettant des études en deux dimensions dans un premier temps (Patterson et al. 1983; Gregor et al. 1985; Newmiller et al. 1988; Reiser 2003) puis en trois dimensions(Soden et al. 1979; Hull et al. 1981; Ruby et al. 1993; Boyd et al. 1996). Cette nouvelle évolution dans les dispositifs a permis de mesurer toutes les composantes de forces appliquées sur la pédale. Cette avancée fournit des données essentielles pour répondre aux problèmes d’efficacité du mouvement et de rendement mécanique. Les progrès technologiques notamment en termes de miniaturisation ont permis la réalisation de capteurs plus légers, énergétiquement autonomes, incluant leur propre système d’acquisition de données. Cela a entraîné la tendance actuelle pour la création de systèmes embarqués favorisant leur utilisation sur le terrain (Rowe et al. 1998; Stapelfeldt et al. 2007; Hug et al. 2008). Il faut aussi remarquer d’autres approches dont le but est de proposer des alternatives aux systèmes déjà développés en optimisant ces derniers au niveau de la précision, de la reproductibilité, de la légèreté. Nous pouvons citer par exemple l’étude de Mornieux (Mornieux et al. 2006) qui utilise une combinaison originale entre un ergocycle et une plate forme de force. Le système que nous avons développé suit cette logique d’optimisation. La base du mécanisme est un ergocycle à courant de Foucault dont les propriétés fondamentales sont de pouvoir faire varier la résistance au pédalage grâce à un système électromécanique sans frottement. Le cahier des charges consiste à développer un système de mesure des composantes de forces appliquées par le cycliste sur la pédale en deux dimensions. Plus précisément, le système doit permettre de

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connaître l’orientation et la valeur des forces utiles et inutiles exercées par un cycliste sur une pédale tout au long d’un cycle de pédalage. Pour compléter les capacités de mesure de l’ergocycle, nous nous intéresserons à tous les points de contact entre le cycliste et la bicyclette. Dans cette optique, nous avons développé un guidon mesurant les efforts en traction-compression ainsi qu’un système mesurant les efforts de compression sur la selle.

2 Les systèmes de mesure.

2.1 L’ergocycle :

Figure 1 : Ergocycle

Il existe deux grands types d’ergocycle (ou cyclo-ergomètre). Le premier est composé d’une bicyclette placée sur un tapis roulant motorisé. L’intérêt principal est de permettre au sujet d’utiliser son propre matériel ce qui évite les problèmes d’adaptation. Ce type d’ergocycle est connu comme étant plus réaliste vis-à-vis de la pratique notamment concernant les oscillations latérales du cycliste (Duc et al. 2006). Il pose cependant de grandes difficultés d’instrumentation rendant impossible la réalisation de nombreux protocoles. Certaines études ont proposé quelques systèmes de mesures originaux permettant une adaptation sur bicyclette commerciale donnant l’avantage non négligeable de pouvoir être utilisé sur le terrain (Stapelfeldt et al. 2007; Hug et al. 2008).

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Le deuxième type d’ergocycle présente toutes les caractéristiques d’une bicyclette mais la résistance au mouvement s’applique directement sur l’axe du pédalier. L’absence de frottement roue/sol comme dans le premier type limite les biais expérimentaux, la manipulation des contraintes appliquées sur le cycliste est facilitée. Beaucoup d’ergocycles modernes utilisent une technologie magnétique pour freiner la propulsion ce qui limite la variabilité liée aux problèmes de friction. Le système d’électro-aimant permet un ajustement régulier, rapide et programmable de la résistance au pédalage. Enfin, ce type d’ergocycle facilite l’intégration d’appareils de mesures. Toutes ces caractéristiques permettent d’augmenter la précision des données ce qui a influencé notre choix pour ce type d’ergocycle. Nous avons utilisé un ergocycle à courant de Foucault (Lode© EXCALIBUR Sport, Groningen, Netherlands). Les caractéristiques géométriques de l’appareil sont modifiables ce qui permet un complet paramétrage de la posture du cycliste. Grâce à un contrôle informatique, il permet de faire varier en temps réel ou préprogrammé la résistance appliquée sur l’axe du pédalier. Il est ainsi possible d’imposer au cycliste une puissance à développer. Des capteurs mesurent la fréquence de pédalage ainsi que le moment au niveau de l’axe du pédalier induit par l’action du pied sur la pédale. La puissance développée au niveau de l’axe du pédalier est déterminée à partir du moment net calculé au niveau de ce même axe ainsi que la vitesse de rotation de la manivelle (eq. 1).

.

P : Puissance développée (W) M : Moment net exercé au niveau de l’axe de rotation (N.m) ω : Vitesse angulaire (rad/s)

Équation 1 : Puissance.

La résistance de l’ergocycle est ajustée automatiquement en fonction de la fréquence de pédalage afin de maintenir la puissance préprogrammée. Ainsi, si la fréquence de pédalage diminue, la résistance de l’ergocycle augmente faisant augmenter le moment au niveau du pédalier ce qui permet de maintenir une puissance constante.

Nous plaçons les repères de références de notre plateau technique de la manière suivante :

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Figure 2 : Référentiels

Référentiel global du plateau technique et référentiel locaux du modèle d’étude du cycliste.

L’origine du repère est au centre du pédalier. L’axe eX correspond à l’axe de rotation du pédalier orienté vers la pédale droite. L’axe eY est parallèle au sol (supposé horizontal) orienté vers l’avant de l’ergocycle. L’axe eZ est perpendiculaire au sol orienté de bas en haut. Tous les axes de rotation des articulations sont considérés comme parallèles à l’axe eX. Le cycliste et l’ergocycle appartiennent à un seul et même modèle dont les segments sont liés. Nous pouvons identifier les plans anatomique décrits par Zatsiorsky (Zatsiorsky et al. 1990) (de Leva 1996) pour caractériser le système cycliste-ergocycle (frontal :eX+eZ, transversal : eX+eY, sagittal : eY+eZ). Notre modèle étant en deux dimensions, toutes les coordonnées mesurées seront codées en fonction de eY et de eZ c'est-à-dire sur le plan sagittal.

2.2 La pédale

2.2.1 Aspects théoriques L’objectif de notre pédale instrumentée est de mesurer les composantes de la force résultante appliquée par le pied sur la pédale (2D).

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Figure 3 : Composantes de forces appliquées sur la pédale droite

Le cycliste exerce un effort sur la pédale que l’on peut représenter par une force résultante (R Fig.3). Cette résultante peut être déterminée selon deux référentiels :

- Le référentiel pédale où la résultante peut être divisée en deux composantes que sont Fp (normale à la pédale eZp) et Fs (parallèle à la pédale eYp). Fp représente la résultante des forces exercées perpendiculairement au plateau de la pédale. Elle est considérée comme positive lorsqu’elle est orientée vers le haut représentant ainsi une traction de la pédale. Fs appartient au plan défini par le plateau de la pédale. Elle est perpendiculaire à l’axe de rotation de la pédale. Par convention, Fs sera positive lorsqu’elle s’exercera de l’arrière vers l’avant.

- Le deuxième repère se réfère à la manivelle où la résultante peut être divisée en deux composantes que sont Ft (tangente à la trajectoire de la pédale eZm) et Fn (selon la direction de la manivelle eYm). Ft, perpendiculaire à la manivelle, est la seule la force utile au pédalage. C’est en effet la seule force qui peut entraîner la rotation de la manivelle et donc permettre la propulsion. Elle est considérée comme positive lorsqu’elle entraîne un pédalage dans le sens horaire. Fn s’exerce selon l’axe longitudinal de la manivelle et est considérée comme négative lors d’une compression de manivelle.

Nous avons vu que l’ergocycle permettait d’obtenir le moment appliqué au niveau de l’axe du pédalier. Cette information permet d’obtenir la force perpendiculaire à la manivelle (Ft) selon l’équation :

/ ·

M : Moment au niveau de l’axe du pédalier (O) lié à l’action de la force Ft L : Longueur de la manivelle Ft : Force appliquée perpendiculairement à la manivelle

Équation 2 : Moment du pédalier

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Pour déterminer la résultante (R) de forces appliquées sur la pédale, nous cherchons à obtenir la valeur de la force normale (Fn) qui correspond aux efforts en traction compression longitudinalement à la manivelle. La solution la plus évidente consisterait à mesurer directement les contraintes internes qui s’exercent ce qui n’est pas matériellement réalisable. Une jauge de contrainte de force ne peut être insérée dans la manivelle car le capteur permettant le calcul du couple au niveau de l’axe du pédalier y est déjà inséré. Une autre méthode permet de déterminer la résultante des forces appliquées sur la pédale en combinant les deux repères décrits précédemment. Nous obtenons un système à deux équations et deux inconnues (équation 2) que nous pouvons résoudre grâce à la modélisation présentée sur la figure 3 :

RnFtFrrr

=+

RsFpFrrr

=+ donc sFpFnFtF

rrrr+=+

Équation 3 : Rapport entre les référentiels locaux de la manivelle et de la pédale.

Figure 4 : Schéma théorique des forces exercées sur la pédale

La pédale ne peut effectuer qu’un mouvement de rotation autour d’un axe transversal la traversant en son centre. L’angle φ correspond à l’angle entre l’axe horizontal et l’axe antéropostérieur de la pédale. φ est positif dans le sens antihoraire. La manivelle (de longueur L) ne peut effectuer qu’une rotation autour de son extrémité fixée sur le pédalier (O Fig. 4). La manivelle forme l’angle α avec l’horizontal. Le sens positif est antihoraire et α est égal à 0° lorsque la manivelle est horizontale, orientée vers l’avant du vélo. Mo est le moment au niveau de l’axe du pédalier (O) du à la résultante(R) des efforts appliqués par le pied sur la pédale. Afin de

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résoudre le système présenté ci-dessus (équation 3), nous projetons sur l’axe perpendiculaire à la manivelle toutes les forces appliquées sur la pédale. Nous obtenons les égalités suivantes (équation 4) :

0)90()()( ×+×=−×+−× FnSinFtCosFsSinFp ϕαϕα

)()(

ϕαϕα

−−×−

=Cos

SinFpFtFs

Équation 4 : Force longitudinale à la manivelle.

Afin de résoudre cette équation, le système mécanique développé doit permettre de réduire le nombre d’inconnus. Nous sommes maintenant capables de déterminer quels paramètres la pédale instrumentée doit pouvoir quantifier : -Elle doit permettre la mesure des efforts de traction/compression, perpendiculairement à la pédale (Fp). -Elle doit permettre de mesurer l’orientation de la force normale à la pédale en utilisant le vélo comme référentiel (φ).

2.2.2 Système mécanique

Le système mécanique s’adapte à l’extrémité d’une manivelle standard ce qui implique l’utilisation d’une fixation par filetage suivant les normes actuelles de fixation de pédale. A terme, le mécanisme pourra être déplacé sur n’importe quel ergocycle ou bicyclette personnelle. Le système ne doit pas dépasser l’épaisseur standard hors cale d’une pédale classique. Le capteur doit être situé sous la pédale pour ne pas influer sur la distance entre l’axe de la pédale et le dessous du pied. Enfin, il importe de réduire le poids du mécanisme afin de minimiser les influences inertielles liées à la présence de cette masse supplémentaire. Afin de répondre à ces contraintes, nous avons sélectionné un capteur dynamométrique (1D) à jauge de contrainte (Entran© ELIM series).

La mesure s’effectue perpendiculairement à la pédale ce qui implique la rotation du capteur avec la pédale. La force appliquée par le pied sur la partie supérieure de la pédale doit être transmise au travers de la pédale au capteur situé dans la partie inférieure. Un prototype a été imaginé suivant les méthodes de dessin assisté par ordinateur (Figure 5).

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Figure 5 : Prototype de la pédale droite. Vue assemblée et éclatée en conception assistée par ordinateur.

Les différents éléments qui composent le mécanisme sont les suivants :

-Le plateau de contact (fig.5 élément a) : Il s’agit de l’unique surface d’interaction entre le pied et la pédale. Il est composé d’un plateau et d’un étrier à sangle dont le but est de permettre le transfert de force entre le pied et la pédale. L’utilisation d’étriers permet une mesure des forces de tractions et non uniquement les forces de poussée sur la pédale. Le système est destiné à un public non professionnel qui n’est pas coutumier de l’utilisation de pédales automatiques2. Une adaptation au matériel ne sera donc pas nécessaire et l’interaction pied pédale sera similaire à celle présente sur une bicyclette classique. Le plateau de contact a été conçu en téflon (polytetrafluorethylene), matériau connu pour sa légèreté (masse volumique : 2200 kg.m-3) et sa tolérance à la déformation (limite d’élasticité3 : 2500 Kg/mm2).

-Deux marqueurs réfléchissants (fig.5 élément f) sont placés aux extrémités antérieures et postérieures du plateau de contact. Grâce au système optoélectronique, nous pouvons déterminer leurs coordonnées spatiales et en déduire l’angle (φ) entre l’axe antéropostérieur de la pédale (eYp fig.5) et l’horizontal.

2 Les pédales automatiques possèdent un système de fixation permettant de solidariser la semelle de la chaussure et la pédale. La rigidité du système d’accroche facilite le transfert de forces entre le pied et la pédale en poussée comme en traction. Elles nécessitent cependant l’utilisation de chaussures particulières adaptées à chaque participant. 3 La limite d’élasticité est la limite de contrainte appliquée sur un matériau à partir de laquelle la déformation devient irréversible.

a) Plateau de contact

b) Corps de pédale et axe de rotation

c) Support de pédale

e) Capteur de force

d) Axe de transfert

f) Marqueurs

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-Le corps de pédale (fig. 5 élément b) : Partie centrale, elle est traversée par l’axe de la pédale et permet la fixation du mécanisme sur la manivelle. Elle intègre des roulements à billes permettant la rotation de la pédale sur son axe tout en minimisant les forces de frottements (coefficient de frottement<0,01).

-Le support de pédale (fig. 5 élément c) : Il sert de socle au capteur de forces. Il suit en permanence le mouvement de la pédale ce qui maintient le capteur parallèle au plateau de contact.

-L’axe de transfert (fig. 5 élément d) : Il s’agit du seul élément relié au plateau de contact. Pièce de faible déformation, elle transfert les efforts appliqués perpendiculairement au plateau vers la partie centrale du capteur de forces. Elle possède une mobilité longitudinale ce qui permet la répercussion autant des forces de traction que des forces de compression. L’axe de transfert tolère une rotation de ± 10° selon son axe longitudinal (eZp). Cette possibilité de rotation limite les risques de douleur et lésions du genou mise en évidence dans la littérature (Ruby et al. 1992; Gregor et al. 1994).

Support, corps de pédale et axe de transfert sont fabriqués par fraisage à partir d’une matrice d’aluminium présentant un très bon compromis entre faible poids (masse volumique : 2700 kg.m-3) et faible déformation (Module de Young4 : 6900Kg/mm2).

-Le capteur dynamométrique 1D (fig. 5 élément e): Il est fixé en son centre par l’axe de transfert et par son contour par le support de pédale. Il mesure grâce à la mobilité de l’axe de transfert les efforts de traction compression exercés selon son axe longitudinal (eZp Fig.6). Toutes les forces exercées sur un axe autre que eZp ne sont pas mesurées par le capteur et n’induisent ainsi pas de signal. Toutes les forces colinéaires à l’axe eZp sont mesurées et nous considérons donc que le capteur mesure la résultante des forces exercées perpendiculairement au plateau. Les caractéristiques du capteur (constructeur) sont précisées en annexe.

Figure 6 : Capteur dynamométrique

La masse totale du mécanisme est de 460g (capteur : 310g) pour des dimensions de 76*76*72 mm. Suite aux données mesurées par Stone (Stone 1990) nous avons une idée des contraintes

4 Le module de Young ou module d’élasticité longitudinale représente le rapport entre la contrainte en traction/compression exercé sur un matériau et la déformation induite.

Fixation sur support de pédale

Fixation sur axe de transfert

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que doit subir le capteur pour des épreuves n’excédant pas 600W (Fx=525N, Fy=175N, Fz=1925N). D’après les tests industriels, le capteur mesure les forces allant de -2000N à +2000N ce qui correspond à notre échelle de mesure. Le signal (±5v) est amplifié puis traduit grâce à une carte d’acquisition analogique/digitale d’une précision de 12bits à une fréquence de 1000Hz5.

La mesure des angles permettant de déterminer l’orientation des forces est réalisée par un système d’enregistrement de la cinématique du mouvement. L’acquisition de la cinématique est réalisée grâce à un système optoélectronique (Vicon® Oxford’s Metrics®, Oxford, UK, 8 caméras 100Hz) synchronisé avec la carte d’acquisition analogique décrite précédemment. Les données cinématiques permettent de calculer la fréquence de pédalage instantanée habituellement représenté en rotation complète de manivelle par minute (Rpm).Cette donnée peut être confirmée par l’ergocyle qui mesure cette même fréquence de pédalage de manière analogique.

2.3 Le guidon.

Figure 7 : Jauge de contrainte intégrée au guidon

En nous inspirant des études déjà réalisées (Soden et al. 1979; Stone et al. 1993; Stone et al. 1995), nous avons développé notre propre système de mesure des efforts exercés par le cycliste sur le guidon (Fig.7). Une jauge de contrainte est placée entre le guidon et la potence ce qui permet de mesurer les efforts en traction-compression exercés longitudinalement au capteur. Le repère de référence du capteur est parallèle au repère global du plateau expérimental défini au niveau de l’ergocycle. L’axe de mesure des forces exercées sur le guidon est perpendiculaire au

5 L’échelle de mesure est divisible en 212 valeurs (12 bits = 4096 digits, ±2000 digits + saturation). L’étendue de mesure est de ±7,5mV, ce qui donne un cran de mesure de 7,5/2000=3,7µV. La valeur nominale du capteur est de 2mV/V ce qui donne 20mV pour notre capteur 500N alimenté en 10V. Conclusion, la différence minimale de mesure accessible par la carte d’acquisition est de 0,0037×500/20=0,1 N (sensibilité). Une numérisation de la mesure est effectuée tous les millièmes de seconde.

Capteur de forces

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sol (eZ). Le capteur utilisé supporte des forces maximale de 500N ce qui reste dans les limites de forces exercées dans notre étude.

2.4 La selle.

Figure 8 : Selle instrumentée

Comme le guidon, la selle est équipée d’une jauge de contrainte unidirectionnelle. Ce capteur de force (type pont de Wheatstone) est fixé sur un support en double flexion (Type « S ») permettant une mesure plus précise qu’une fixation directe sur la tige de selle. Nous pouvons mesurer les efforts en traction compression exercés perpendiculairement à celle-ci6. Dans la pratique les efforts sur la selle ne peuvent être réalisés qu’en compression. Le principe du capteur de selle est similaire à celui employé dans les travaux de Stone (Stone 1990).

3 Résultats

3.1 Evaluation statique

3.1.1 Données cinématiques La précision des données obtenues est directement liée à la qualité du système optoélectronique employé. Nous avons utilisé un système Vicon© composé de huit caméras infrarouges permettant d’obtenir les coordonnées en trois dimensions de marqueurs réfléchissants placés sur le matériel.

Grâce à un objet indéformable et des marqueurs fixés à ses extrémités, nous avons testé de manière statique si les distances inter-marqueurs évaluées par le système optoélectronique correspondent bien aux distances réelles. Théoriquement, plus le temps de calibrage est long plus la précision des mesures de la session expérimentale sera importante. Durant toutes nos expérimentations nous nous sommes efforcés de respecter le temps de calibrage minimum fixé

6 La selle a été développée plus tardivement et n’a été employée que dans la deuxième session expérimentale de cette étude.

Capteur de forces

26

par le constructeur. Nous avons fait des tests de mesures répétés à différents endroits de l’espace visible par les huit caméras. Après quarante mesures d’une même distance, l’erreur moyenne 3 dimensions est de 6.e-4 ±2.e-5 m.

Outre les imprécisions propres au système de mesure, il est essentiel de limiter les imprécisions liées au placement des marqueurs que le système optoélectronique repère. En particulier, le mouvement des marqueurs sur la peau a été source de discussion dans la littérature (Cappozzo, Catani et al. 1996; Fuller, Liu et al. 1997; Holden, Orsini et al. 1997; Manal, McClay et al. 2000). Reinschmidt a notamment remarqué que les marqueurs de la jambe présentaient des imprécisions plus importantes que ceux de la cuisse (Reinschmidt et al. 1997). Cependant, Neptune a montré que les imprécisions liées au mouvement des marqueurs de la hanche avaient peu d’influence sur les calculs des moments articulaires (Neptune et al. 1995). Il faut de plus s’assurer de la bonne adéquation entre le placement des marqueurs sur le participant (repères anatomiques) et les points caractéristiques de notre modèle théorique. Ramakrishnan montrait que lors de l’étude de la marche, l’imprécision liée au placement des marqueurs n’avait que peu d’influence sur le calcul des angles de flexion/ extension du genou et de la hanche (Ramakrishnan et al. 1991).

3.1.2 Données analogiques

Les tests statiques permettent d’évaluer la précision du capteur. Pour valider l’utilisation d’un capteur dynamométrique, nous avons effectué la mesure à partir de forces de références. Nous avons utilisé différentes masses dont le poids est connu. Connaissant la direction, le sens, le point d’application et la valeur de ces forces, nous avons pu vérifier la mesure fournie par les capteurs dans différentes situations statiques.

3.1.2.1 Linéarité de la mesure

Pédale instrumentée :

L’objectif est de déterminer l’erreur systématique propre à notre capteur afin d’évaluer les corrections qui devront être apportées aux mesures réalisées durant l’expérimentation. N’ayant pas d’appareil de calibrage pour estimer cette erreur, nous avons procédé à la mesure d’une force connue. Pour tester le bon placement du capteur dynamométrique et la linéarité du système de mesure, nous avons utilisé différentes masses (2,5 ; 5 ; 7,5 ; 10 ; 15 ; 20 ; 40 Kg) et évalué l’erreur de mesure entre la force appliquée verticalement (poids respectifs des différentes masses) et la force mesurée. La valeur moyenne pour 5 secondes de mesure représente l’intensité de la force mesurée. Enfin, le rapport entre la valeur mesurée à la valeur de la charge testée permet d’estimer la linéarité du capteur en compression puis en traction. L’intérêt de ce test est de déterminer pour le capteur de force utilisé quel est le rapport d’échelle entre la tension électrique en Volt fournie par le capteur et la Force en Newton qu’il subit. Pour calculer ce

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rapport, nous avons procédé à une régression linéaire des tensions obtenues. Nous avons déterminé par dérivation le coefficient directeur de la régression linéaire ce qui correspond au rapport d’échelle. Il y a un rapport constant (dans un capteur non altéré) entre la tension du capteur et la contrainte qu’il subit. En effet, plus la contrainte est importante, plus la tension électrique du signal augmente suivant les principes des jauges de contraintes montées en pont de Wheastone7.

Figure 9 : Test de linéarité du capteur en compression. Mesure des forces appliquées en fonction de différentes masses utilisées.

Le signal est amplifié pour obtenir une tension suffisamment importante et une résolution optimale tout en évitant la saturation de la carte d’acquisition (5v). La carte d’acquisition permet la numérisation des données analogiques à une fréquence de 1000Hz. L’erreur moyenne obtenue est de 1,29N en compression et 1,32N en traction.

Guidon et selle :

La précision des données issues du guidon suite à 40 mesures successives pour 5 forces de référence est de 0,8N en traction et 0,8N en compression.

Les tests réalisés sur la selle donnent une précision de mesure des forces appliquées de 1,2N en compression.

3.1.2.2 Point d’application de la force sur la pédale Le point d’application de la force de contact sur la surface du plateau a-t-elle une influence sur la précision de la mesure au niveau du capteur ? Nous avons évalué la précision spatiale grâce à 1400 mesures effectuées sur 7 zones (200 par zone) du plateau de contact. La différence entre la mesure et la force réellement appliquée correspond à l’erreur de mesure. Les valeurs présentées

7 Suivant la figure « pont de Wheastone » présentée en annexes, la tension à la sortie du pont de Wheatstone intégré au capteur présente une relation linéaire avec la contrainte mécanique que le capteur subit. Le capteur de forces est composé de jauges de contraintes montées en « pont complet 4 jauges» ce qui permet de limiter les variations de mesures liées à la température (montage compensé) et permet en plus d’augmenter la précision du signal.

- Résultat théorique • Mesure effectuée

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correspondent aux erreurs RMSE8. Les mesures s’effectuent au centre de la pédale puis selon six mesures suivant un cercle de 3cm de rayon (une mesure tous les 60°). Chaque zone étudiée est un cercle de 1cm de rayon. Les erreurs obtenues sont présentées dans la Figure 10.

Figure 10 : Zone d’application de la force. Erreur de mesure en fonction de la zone d’application de la force sur le plateau. Pédale droite avec fixation sur la

manivelle côté gauche.

L’erreur maximale observée était inférieure à trois Newton ce qui permet de juger de la relative précision du système. Il existait cependant des disparités dans la précision des mesures en fonction du point d’application de la force sur le plateau. En effet, la mesure semble plus précise dans la partie médiane qu’à l’avant et à l’arrière de la pédale. Plus on se rapproche du centre du plateau plus on est précis. L’effort a lieu dans l’alignement de l’axe de transfert, ne subissant plus les déformations du plateau en téflon et réduisant les frottements liés au décentrage de l’effort. Dans la pratique, la majorité des forces exercées par un pied sur une pédale a lieu au dessus de l’axe de rotation de cette dernière ce qui correspond à la zone la plus précise de notre matériel. L’erreur de mesure dans la zone médiane où le cycliste effectue la majorité de son effort est de l’ordre du Newton (Soden et al. 1979; Hull et al. 1981).

3.1.2.3 Reproductibilité de la mesure de la pédale Tests de fluage : Y a-t-il une stabilité lors de la mesure effectuée sur la pédale pour une expérimentation d’une durée supérieure à 5 minutes ? La mesure d’une même charge de 9kg (88.2 N) durant 5 minutes montre une dérive du signal entraînant une augmentation de la mesure de 0,01N en deux minutes et de 0,03N en 5 minutes. Cela représente une augmentation de 0,04% du signal en 5 minutes.

Répétitions de la mesure : La mesure répétée d’une même charge a-t-elle une influence sur la mesure ? L’objectif est d’estimer la fidélité du capteur. En d’autres termes, il s’agit d’estimer si, dans des conditions de mesures identiques, existe-t-il une dérive de la mesure ? 8 Le “Root Mean Square Error” (RMSE) correspond à la racine carrée de la moyenne des erreurs de mesures au carré.

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Après 20 mesures successives d’une même charge (9kg), le capteur présente une erreur moyenne de 0,4N. La mesure augmente de 0,5% en 20 essais. La mesure est-elle altérée par l’extinction du système entre deux mêmes mesures ? Tous les participants n’étaient pas testés le même jour. Le but ici est de vérifier s’il existe une altération du signal suite à une réinitialisation du système. Nous avons effectué 10 mesures d’une même charge entrecoupées d’extinction de 10 secondes puis redémarrage du système. L’erreur de mesure est de -1,1N. Une étape de calibrage est donc nécessaire après chaque réinitialisation du système de mesure.

3.2 Evaluation dynamique

3.2.1 Données cinématiques

Figure 11 : Kinogramme du cycliste. Kinogramme d’un cycliste en position assise durant un tour de manivelle.

Après quarante mesures d’une distance de 0,23m séparant les extrémités d’un solide indéformable en mouvement, l’erreur moyenne observée est de 7×10-4m. La précision a augmenté depuis les mesures effectuées par Richards sur une ancienne version du même système optoélectronique (RMSE 1,2×10-3m) (Richards 1999). Les données cinématiques permettent la découpe des différents cycles de pédalage ainsi que le calcul des différents angles articulaires. Nous en déduisons les positions, vitesses, accélérations linéaires et angulaires grâce à différents points remarquables repérés sur le sujet.

3.2.2 Données analogiques Nous avons utilisé les données de l’ergocycle pour évaluer les mesures de la pédale instrumentée dans des conditions dynamiques. Au cours d’un cycle de pédalage, il existe au minimum deux instants où la pédale est alignée avec la manivelle (flèches Fig. 12.a). A ce moment précis, l’orientation de la force perpendiculaire à la pédale (Fp) est aussi perpendiculaire à la manivelle (Ft) et les deux forces Fp et Ft devraient avoir la même valeur. Fp est mesurée par le capteur de force intégré dans la pédale. Ft est déduite du moment exercé au niveau du pédalier (éq. 4)

0

2

4

6

8

2

4

Points remarquables :

1-Grand trochanter 2-Genou 3-Malléole externe 4-Arrière pédale 5-Axe pédale 6-Avant pédale

1

2

3

4

5 6

30

mesuré par l’ergocycle. L’angle formé entre l’axe antéropostérieur de la pédale et l’horizontal est obtenu grâce au système opto-électronique déterminant les coordonnées de marqueurs placés sur le plateau de contact (fig. 5 élément f). La figure 12b permet de repérer plus facilement à quel instant du cycle de pédalage la pédale et la manivelle forment le même angle et sont donc alignées.

Figure 12 : Kinogramme de la manivelle a)Kinogramme de la manivelle et de la pédale droite pour un cycle d’un sujet à 100W. Pour plus de clarté, seule la demi-pédale antérieure est représentée (noire). b) Orientation de la manivelle et de la pédale par rapport à l’horizontale durant un cycle de pédalage permettant de repérer l’instant où les deux sont alignées (Flèches noires). TDC: pédale en position haute ; BDC : pédale en position basse.

Nous avons effectué 20 mesures à différentes puissances (100W, 200W, 300W, 400W) avec 4 sujets. Nous obtenons une différence de mesure de 1,8±2,1N.

3.3 Détermination des forces normales et tangentielles

a) b)

Figure 13: Forces appliquées sur la pédale. Forces normales, tangentielles et résultantes durant un cycle de pédalage pour un sujet à 200W. BDC : Pédale en position basse. TDC : Pédale en position haute. Par convention, la numérotation des angles de la manivelle suit les règles de trigonométrie. Ainsi, la manivelle forme un angle de 0° lorsqu’elle est à l’horizontale orientée vers l’avant de l’ergocycle. Le sens positif est antihoraire. De ce fait, la manivelle droite dont la rotation est horaire, commence un tour à 360°, franchit le BDC à 270° puis le TDC à 90°.

0 10 20 30 40 0 60 0-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

360 320 280 240 200 160 120 80 40 0-100

0

100

200

300

400

500

FtFnR

Ang

le (°

)

- manivelle • pédale

BDC Cycle de pédalage TDC

0°

0°

TDC BDC

BDC

TDC

20°

340°

260°

Position de la manivelle (°)

Forc

e (N

)

100N

31

Le système développé a permis de déterminer la résultante de forces appliquées sur la pédale. Il a aussi permis de déterminer les composantes de forces de cette résultante et notamment les forces propulsives utiles (Ft) et les forces non propulsives (Fn). La figure 13 présente un exemple des données qu’il est possible d’obtenir avec la pédale instrumentée. Cette représentation permet de repérer plusieurs phases caractéristiques d’un cycle de pédalage (Les justifications théoriques sont traitées en détail dans le chapitre suivant):

La valeur de Ft permet de déterminer la phase propulsive du cycle. Plus Ft est important, plus le moment au niveau du pédalier est important. Dans cet exemple, Ft est maximal quelques degrés avant le passage à l’horizontale de la manivelle. Fs permet de quantifier les forces non propulsives appliquées sur la pédale. Ainsi, plus Fs est proche de 0, plus la propulsion est efficace car la part de forces inutiles appliquées sur la pédale est très faible (Fig.13a). Ainsi, l’efficacité de la propulsion est maximale lorsque Ft et R sont confondus (10° Fig.13b). Pour le cycle représenté, l’efficacité des la propulsion est maximal durant deux phases. Une première fois durant la remontée de la pédale (190°->150° Fig.13a) et une seconde fois 10° avant le passage à l’horizontale de la manivelle en phase descendante. Nous pouvons de plus remarquer que la résultante des forces appliquées maximale (350° Fig.13a) n’est pas synchronisée avec la phase où l’orientation des forces est optimale (10° Fig.13b). La phase où Ft est négatif (270°->130° Fig.13a) correspond à une phase anti-propulsive. Dans cette situation, l’effort sur la pédale freine la rotation de la manivelle.

4 Discussion

4.1 Cinématique La précision des données cinématiques mesurées est comparable à ce qui a été évalué dans la littérature. Nous avons montré que le système utilisé dans notre étude était plus précis que l’ancienne version testée par Richards (Richards 1999). Les évolutions technologiques rendent difficile la comparaison des précisions entre des systèmes de générations différentes. Cependant, les résultats obtenus montrent une réelle volonté des constructeurs de créer du matériel toujours plus performant et précis (erreur moyenne de 7×10-4m versus 1,2×10-3m pour Richards). La multiplication du nombre de caméras infrarouges permet aussi de réduire la perte de signal liée aux mouvements du sujet. Il en résulte une augmentation de la précision. Le nombre de caméras employées ici (8) est adapté au type de mouvement étudié ainsi que la précision recherchée.

4.2 Cinétique Les erreurs de mesures cinétiques de la pédale sont comparables avec celles obtenues par Boyd ou Stapelfeldt (Boyd et al. 1996; Stapelfeldt et al. 2007). La qualité du signal dépend en grande partie de la qualité du capteur de force et de l’amplificateur. Notre système est plus précis en comparaison avec d’autres matériels utilisant le même type de méthode (RMSE de 1N contre 2,8N pour Boyd (Boyd et al. 1996), 8N pour Stone (Stone et al. 1993), 3,8N pour Ruby (Ruby et

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al. 1993)). En dynamique, la précision est légèrement moins bonne qu’en statique car la mesure combine l’ensemble des imprécisions des systèmes d’analyse cinématiques et cinétiques. En effet, il prend en compte les imprécisions de mesures de l’ergocycle, de la pédale et du système optoélectronique.

Comparé aux études de références pour la mesure des efforts appliqués sur la selle et le guidon (Stone 1990; Stone et al. 1995) , nos tests montrent une précision du guidon 7 fois plus importante et 3 fois plus pour la selle. L’évolution technologique des jauges de contraintes peut expliquer cette amélioration de la précision.

4.3 Discussion générale Malgré la précision du matériel (de l’ordre du Newton), il faut cependant discuter des contraintes liées à l’utilisation de pédales instrumentées. La masse de l’engin est un facteur difficilement minimisable. Bien que nous restions dans la norme des systèmes déjà développés, il nous était impossible de conserver la masse d’une pédale traditionnelle. Ce surpoids suggère des problèmes inertiels cependant, la pédale se déplaçait à une vitesse relativement stable (fréquence de pédalage fixe) ce qui limitait les accélérations et donc la création de forces non souhaitées. Notre système ne permet pas de connaître le point d’application exact de la force sur la surface du plateau. Généralement, les efforts ont lieu au niveau de l’articulation metatarso-phalangienne au dessus de l’axe de rotation de la pédale (Genzling 1983; Gregor et al. 1994; Grappe 2005). Cela semble de bon augure car l’effort appliqué sur la pédale se fait dans la zone où la mesure de notre système est la plus précise. Les travaux réalisés ici ont utilisé ce matériel pour analyser le point d’interaction entre le pied et la pédale ce qui correspond à l’axe de rotation de cette dernière. Nous avons utilisé une interface à étrier et non automatique pour faciliter l’expérimentation auprès de cyclistes non compétiteurs. En effet l’utilisation de cales, plus précises lors du recueil de données, nécessite une technique de pédalage particulière ainsi que l’utilisation d’un matériel personnel. L’étude du pédalage que nous tentons d’effectuer ne doit pas être influencée par les acquis techniques ou par une posture stéréotypée (Hug et al. 2008). Ce sont pour ces raisons que nous avons utilisé des cyclistes non compétiteurs. Le système ne mesure pas les efforts medio-latéraux du cycliste (selon l’axe de rotation de la pédale). Nous sommes donc dans l’impossibilité de faire une étude en trois dimensions des efforts appliqués. Cependant, en accord avec Boyd, (Boyd et al. 1996) nous pouvons raisonnablement considérer que cette force medio-latérale est minime tout en étant proportionnelle aux forces exercées dans les deux autres dimensions (Ft et Fn). Bien que cela ne soit pas significatif, le redémarrage du système a une influence sur la mesure des données. L’erreur moyenne augmente avec le nombre de réinitialisation atteignant plus de 1 Newton pour 10 répétitions. Un calibrage semble être une étape inévitable à chaque démarrage pour garantir des données de qualités.

33

5 Conclusion

Le matériel développé répond à nos besoins en termes de précision et d’aisance de manipulation. Cette pédale instrumentée permet d’obtenir des données nécessaires à une analyse du pédalage. L’originalité du système développé tient dans la complémentarité cinétique/cinématique, l’interaction entre un simple capteur de force unidirectionnel et un système optoélectronique. L’utilisation d’une selle et d’un guidon instrumentés permet de compléter le champ d’investigation. Pour garantir la fiabilité des résultats, les procédures d’utilisation développées en parallèle doivent être respectées rigoureusement.

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Chapitre 2 Analyse biomécanique et physiologique des postures classique et danseuse

1 Introduction

L’optimisation de la posture de pédalage est un élément incontournable de la recherche en cyclisme. Une des raisons de ces recherches est de l’ordre médical. La blessure la plus commune en cyclisme est la blessure du genou (Ruby et al. 1992). Lorsque l’on sait que cette atteinte à la santé du pratiquant est souvent liée à un mauvais alignement entre le pied du cycliste et la pédale, nous comprenons aisément pourquoi l’analyse de la posture est un élément fondamental. Une autre raison de l’intérêt pour l’analyse de la posture est l’optimisation de la performance. Tout cycliste qui veut adapter son entraînement à une condition de pratique (sprint, franchissement…) doit connaître les adaptations posturales utiles à la performance ainsi que les propriétés liées à chaque posture qui doivent être travaillées pour optimiser la propulsion. Nous allons dans ce chapitre étudier deux techniques de propulsion du cycliste que sont la posture danseuse et la posture classique. L’objectif est de caractériser ces deux postures selon différents critères en majorité mécaniques afin de justifier le choix de posture spontanément réalisé par le cycliste. Nous posons l’hypothèse que le cycliste choisit la posture qui minimise les efforts musculaires. Nous allons tenter de déterminer quelle variable est la plus apte à quantifier cet effort musculaire.

Dans un premier temps, nous présenterons le cadre théorique lié à l’étude posturale de la propulsion du cycliste. Puis nous présenterons le matériel et les méthodes nécessaires à cette étude. Enfin, pour chaque variable étudiée, nous présenterons le cadre théorique spécifique, les méthodes et les résultats propres à cette variable. Enfin, nous discuterons de manière générale sur les résultats obtenus.

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1.1 Posture

1.1.1 Le cycle de pédalage

Dans le pédalage, les membres inférieurs et le pédalier peuvent s’apparenter à un système bielle-manivelle. De ce fait, une révolution complète de la manivelle (cycle de pédalage) peut être découpée en quatre phases (Genzling 1983; Piednoir et al. 1998).

Figure 14 : Phases composant un cycle de pédalage.

Représentation de la pédale droite. Pour s’accorder au mieux avec les règles de trigonométrie et homogénéiser les notations angulaires de notre modèle théorique, nous fixons le début de cycle lorsque la pédale droite est horizontale orientée vers l’avant. Le sens antihoraire est employé pour la numérotation angulaire. Une révolution complète de la manivelle droite commence à 360° pour finir à 0°. TDC : Pédale à sa position la plus haute. BDC : Pédale à sa position la plus basse9.

La première phase dite « phase propulsive principale » s’étend de 70° à 290° (Fig. 14). Grâce à la gravité, la majorité des efforts appliqués par le cycliste sont facilités durant cette phase. Les efforts sont dirigés de haut en bas ce qui donne à cette première phase un rôle principal dans la propulsion. Lors d’un exercice sous maximal, 96% de la puissance d’un cycle est développée durant cette phase (Kautz et al. 1991). La propulsion est rendue possible grâce à l’ouverture de

9 TDC et BDC sont des notations communément employés dans la littérature sur le cyclisme pour nommer l’instant du cycle où la pédale est en position haute (TDC) et l’instant du cycle où la pédale est en position basse (BDC). TDC est l’abréviation anglo-saxonne de « Top Dead Center » (point mort haut) BDC est l’abréviation de « Bottom Dead Center » (point mort bas). Le terme «Dead » est employé car ces points sont considérés comme peu propulsifs.

70° 110°

250° 290° BDC

TDC

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toutes les articulations du membre inférieur. Dans la littérature, l’ouverture du genou et celle de la hanche sont considérées comme les acteurs principaux de la propulsion (Grappe 2005).

La deuxième phase est appelée phase de propulsion secondaire ou phase de traction. Elle a lieu lors du retour arrière de la pédale, i.e. entre 250° et 110°, au cours de laquelle les articulations du membre inférieur « se ferment ». Certains cyclistes utilisent cette phase pour non seulement compenser le poids de leurs propres membres mais aussi pour créer des forces de propulsion supplémentaires. D’autres ne compensent pas le poids du membre inférieur et le laissent reposer sur la pédale. Dans ce dernier cas, cela crée des forces sur la pédale qui freinent la remontée de celle-ci. Le retour arrière est aussi facilité par l’augmentation de l’effort en poussée sur la pédale opposée qui doit compenser la passivité en traction du premier membre. Il a cependant été montré que les cyclistes développant cet effort résistant ont tendance à le réduire avec l’augmentation de la puissance, allant jusqu’à le transformer en effort de traction propulsif (Kautz et al. 1991). Cependant, la traction n’est possible que par l’utilisation d’un système de fixation du pied à la pédale comme des étriers ou idéalement, des pédales à cales (pédales automatiques).

Enfin, il existe deux phases considérées comme peu propulsives (ou phases de transitions) en haut (110° :70°) et en bas (290° :250°) du cycle. Ces deux phases sont situées autour de ce que l’on appelle respectivement le point mort haut et le point mort bas. Les efforts réalisés dans ces phases étant très peu propulsifs, leurs durées doivent être les plus courtes possibles. La particularité de ces phases est de nécessiter la création de forces horizontales (vers l’arrière pour la transition basse, vers l’avant lors de la transition haute) pour permettre la continuité de la rotation de la manivelle.

Dans la suite, nous analyserons les particularités des deux postures vis-à-vis de ces différentes phases. Les justifications mécaniques de ces quatre phases seront présentées dans les paragraphes suivants.

1.1.2 Le pédalage assis

Ce qui caractérise le pédalage assis (ou posture classique) est le nombre de points d’appuis qui sont au nombre de 5 : 2 sur le guidon, 2 sur les pédales et 1 sur la selle. La descente de la pédale est réalisée grâce à l’ouverture de la hanche et du genou. L’amplitude d’ouverture du genou est plus importante que celle de la hanche (respectivement 75° et 55°) (Hull et al. 1990). L’ouverture maximale de la hanche est obtenue quelques degrés avant que la manivelle franchisse le point mort bas. L’ouverture maximale du genou est obtenue 20° plus tôt. La cinématique de la cheville est très dépendante du niveau des cyclistes. Certaines études ont montré deux stratégies de mobilisation de la cheville où les cyclistes expérimentés ont tendance à monter le talon durant la phase de retour arrière de la pédale ce qui crée une ouverture de la cheville plus importante. La hanche agit en ouverture durant toute la descente de la pédale tandis que le genou agit en ouverture durant 100° a partir du point mort haut. La hanche et le genou sont les deux articulations principales permettant la propulsion du cycliste en classique. Durant

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la phase propulsive, les extenseurs de la hanche et du genou développent respectivement 37% et 55% de la puissance totale (90Rpm 225W) (Neptune et al. 1998).

Les 80° précédant le point mort bas sont réalisés grâce à une action en fermeture du genou10. Durant le début de la phase de retour arrière (250° à 130°) le genou agit en fermeture tandis que la hanche agit en ouverture. Les 60° permettant d’atteindre le point mort haut sont réalisés par une action en fermeture de la hanche et en extension du genou. Pour les sujets n’effectuant pas de traction sur la pédale lors du retour arrière, l’effort de la cheville est réalisé en ouverture tout au long du cycle.

Les réglages effectués sur le vélo conditionnent les caractéristiques de la posture classique. La hauteur de selle, le recul de celle-ci, la longueur des manivelles, la hauteur du guidon et la distance qui le sépare de la selle sont des paramètres analysés dans la littérature (Hamley et al. 1967; Jorge et al. 1986; Belluye et al. 2001). Les paramètres issus de ces études nous permettent d’adapter les réglages de l’ergocycle aux caractéristiques anthropométriques de chaque participant.

1.1.3 Le pédalage danseuse

La posture danseuse ne possède que 4 points d’appuis, 2 sur les pédales et 2 sur le guidon. Le bassin est « libre » ce qui permet de faire osciller sa position latéralement (~4cm), verticalement (~9cm) mais aussi de réaliser une rotation sur le plan frontal (Hull et al. 1990). Le pédalage en danseuse permet une inclinaison latérale du vélo qui selon les auteurs varie de 5° à 10° (Soden et al. 1979) dépendant de la pente et de la position des mains. Le tronc est plus redressé et les articulations de la hanche et du genou travaillent à des angles d’ouverture plus importants. Le bassin plus avancé influence l’orientation des forces appliquées sur la pédale ainsi que la part des contributions musculaires et non musculaires (masses segmentaires) dans le mouvement.

Dans la pratique, la posture danseuse est généralement employée pour se propulser à des niveaux de puissance élevé (P>80% Puissance Maximale Aérobie, PMA). La posture danseuse semble privilégiée par les cyclistes pour un franchissement de côte ou pour une accélération brutale. A notre connaissance, aucune étude n’a dans le détail défini les caractéristiques de cette posture afin de comprendre l’intérêt de son utilisation. Cependant, les données de la littérature laissent supposer quelques contraintes et avantages liés à l’utilisation de la posture danseuse. La disparition de l’appui selle donne une liberté de mouvement au cycliste qui lui permet d’adapter plus facilement sa posture aux contraintes qu’il subit. L’équilibre postural est plus difficile en danseuse du fait de la diminution du nombre de points d’appuis. La mise en jeu de masses supplémentaires dans le mouvement (haut du corps) semble faciliter la production de forces propulsives mais pose aussi des problèmes de contrôle de la cinématique (Stone et al. 1993). Le centre articulaire de la hanche est en avant de l’axe du pédalier et plus haut qu’en posture classique. La posture danseuse présente une extension des membres plus importante donc des

10 Une action en ouverture du genou est sensiblement différente de la cinématique d’ouverture du genou. Cette problématique est discutée dans le paragraphe traitant des moments articulaires lors du pédalage (3.3).

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angles articulaires plus ouverts qu’en classique. La position plus redressée du buste ainsi que l’avancée du bassin entraîne une modification de l’orientation des forces appliquées sur la pédale (Caldwell et al. 1998). Le centre articulaire (latéral) de la hanche atteint le point le plus haut lorsque la manivelle est horizontale orientée vers l’avant. Le mouvement vertical du pelvis peut être représenté par une sinusoïde atteignant ses maxima dès qu’une manivelle franchit l’horizontal en phase propulsive. Il y a donc deux cycles du bassin par cycle de pédalage. Si l’on considère une pédale, l’énergie potentielle est donc maximale lorsque la manivelle est horizontale durant la phase propulsive et le retour arrière. Elle est minimale durant les phases de transition basses et hautes (Hull et al. 1990). La composante verticale des forces appliquées sur la pédale est plus importante en danseuse et sa valeur maximale est atteinte plus tard dans le cycle de pédalage (au ¾ de la phase descendante). Le couple développé au niveau du pédalier est plus important (+50%) par rapport à la posture classique et est décalé vers le point mort bas (Caldwell et al. 1998). A 250W, Li montre que le genou est l’articulation principale de la propulsion en danseuse car le moment de la hanche est diminué entre les deux postures tandis que le moment du genou est augmenté (Li et al. 1998). Le retard et l’augmentation du couple au niveau du pédalier serait du à l’augmentation de la contrainte au niveau du genou. Le moment en ouverture de la cheville (flexion plantaire) augmente fortement en danseuse et est décalé vers le point mort bas (Li et al. 1998).

1.2 Approche physiologique de la propulsion

De nombreuses études se sont intéressées à la caractérisation de la posture de propulsion selon une approche physiologique. Les travaux les plus aboutis à propos de l’étude comparative des postures classiques et danseuse selon des critères physiologiques sont ceux de Millet (Millet et al. 2002). Le but de cette étude était de comparer différents indicateurs physiologiques selon les postures de propulsion classique ou danseuse lors d’un effort égal à 75% de la puissance maximal que peut développer chaque participant. D’un point de vue énergétique, l’étude ne montre aucune différence entre les deux postures en termes d’efficacité brute. L’efficacité brute est le rapport entre le travail réalisé et la dépense d'énergie métabolique totale nécessaire à la réalisation de ce travail (Gaesser et al. 1975; Hausswirth et al. 2000). D’autres facteurs physiologiques comme le rythme cardiaque sont significativement plus importants en danseuse qu’en classique ce qui confirme les résultats obtenus par Hughson (Hughson et al. 1991). D’autres études montrent une augmentation de 8% du rythme cardiaque en posture danseuse par rapport à la classique lorsque le cycliste développe une faible puissance (Ryschon et al. 1991). Cependant, Swain ne trouve pas de différences significatives pour des puissances proches de 80% de la puissance maximale (Swain et al. 1992). Les différences de rythme cardiaque entre les deux postures sont extrêmement dépendantes de la puissance développée ainsi que de l’environnement expérimental (Kenny et al. 1995). Enfin, le volume respiratoire est plus important en danseuse qu’en classique et semble très dépendant de l’orientation du buste (Millet et al. 2002). La disparité des résultats est probablement due aux différences d’âges et d’entraînement des participants ainsi qu’à la variété des puissances étudiées. Pour proposer des

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déductions cohérentes, nous sommes dans l’obligation de reproduire cette étude du rythme cardiaque selon nos conditions expérimentales.

Lorsqu’un cycliste doit développer une grande puissance et que la vitesse de déplacement n’est pas une demande première, la majorité des pratiquants utilisent la posture danseuse. Cependant, les résultats physiologiques ne permettant pas de conclusion claire quant à l’intérêt de l’utilisation de la posture danseuse. Il est donc important de compléter ces résultats grâce à une nouvelle approche.

1.3 Approche mécanique de la propulsion

Modélisation Nous nous intéressons à la propulsion du cycliste et plus particulièrement à l’action des membres inférieurs. Le modèle employé est défini selon le plan sagittal. Il se compose de 4 segments indéformables reliés par des articulations. Ces dernières sont considérées comme parfaites, donc ne présentant aucun frottement et ainsi aucune résistance à l’ouverture ou à la fermeture de l’articulation.

Figure 15 : Modèle théorique du cycliste. Le modèle représente la jambe droite selon le plan sagittal du cycliste (2D). L’axe eY est situé selon l’axe de déplacement de la bicyclette orienté vers l’avant de l’engin. L’axe eZ est perpendiculaire au sol, il traverse le cycliste selon son axe longitudinal et est positif vers le haut. Les dénominations employées sont en accord avec la procédure mathématique décrite en annexe.

40

Les différents segments sont définis de la manière suivante :

Les moments articulaires sont calculés au niveau de l’axe de rotation de l’articulation. Les masses des différents segments sont appliquées au niveau du centre de gravité de chaque segment. La modélisation du cycliste et la création de repères de référence s’appuient sur des modèles simplifiés déjà employés dans l’étude de la propulsion en cyclisme (Hull et al. 1985; Gonzalez et al. 1989; Ruby et al. 1992; Cappozzo et al. 1995; Cahouet et al. 2002; Gregersen et al. 2003).

Les axes de rotation du modèle sont choisis pour correspondre avec ceux employés dans les tables anthropométriques de Winter (Winter 2005) afin de déduire les masses segmentaires, moments d’inertie et position des centres de gravité.

Un modèle 2D :

Le modèle employé est un modèle plan. L’absence de la troisième dimension ne permet pas de considérer les efforts créés au niveau de la pédale dans la direction medio-latérale (selon l’axe eX). Cependant, les efforts d’abduction et adduction sont très faibles en comparaison avec les efforts dans la direction antéropostérieure ou verticale. Les moments maximaux sont d’environ ±7N.m au niveau de l’axe du pédalier liés aux efforts médio-latéraux durant la phase de propulsion principale ce qui reste faible au regard des 22N.m moyens par cycle nécessaires à la rotation de la manivelle (200W 90rpm) (Gregersen et al. 2003).

Symétrie du pédalage :

Notre modèle théorique étudie une seule jambe. Certains auteurs ont montré des différences significatives entre membre dominant/non dominant lors d’un pédalage à faibles puissances (Dal Monte et al. 1973; Daly et al. 1976). Bien que cette tendance soit très dépendante du cycliste, la jambe droite semble exercer des efforts plus importants que la jambe gauche. Cependant, cette asymétrie disparait avec l’augmentation de la puissance (Daly et al. 1976). De plus, il faut considérer que l’asymétrie peut être issue de la différence de capacité musculaire entre les deux membres et/ou d’une différence de technique de pédalage qui influence l’intensité, la durée et l’orientation des efforts appliqués sur la pédale. Smak a observé une puissance plus importante au niveau du membre dominant qui s’atténue avec l’augmentation de la fréquence de pédalage (Smak et al. 1999). Il est à noter que ces asymétries de pédalage sont extrêmement dépendantes du participant.

Segment Axe de rotation proximal Axe de rotation distal Cuisse (S1) Grand trochanter (A1) Epicondyle latéral de l’humérus (A2) Jambe (S2) Epicondyle latéral de l’humérus (A2) Malléole externe (A3) Pied (S3) Malléole externe (A3) Axe de rotation de la pédale (A4) Manivelle (S4) Axe de rotation de la pédale (A4) Axe de rotation du pédalier (A5)

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La fréquence de pédalage :

L’optimisation de la fréquence de pédalage est un élément qui a reçu une attention particulière dans la littérature et notamment pour la posture classique. Pour Boning ou Hughes, réduire la fréquence de pédalage permet de diminuer la production de lactates et de faciliter l’évacuation des lactates vers le sang (Hughes et al. 1982; Boning et al. 1984). La sensation d’effort est très liée à la présence d’acides lactiques dans le muscle (issus de la dégradation du glucose).Si l’on suppose que le choix postural (classique ou danseuse) est lié à la notion d’économie musculaire, il est alors pertinent de s’interroger sur la notion de fréquence de pédalage. En classique, la fréquence optimale d’un point de vue métabolique est d’environ 70RPM (Horowitz et al. 1994) mais sur le terrain la fréquence utilisée est toujours supérieure (90- 100 RPM) voir plus (Cavanagh et al. 1986; Patterson et al. 1990; Marsh et al. 1998). Pour Belli augmenter la fréquence permettrait de diminuer le coût énergétique de la propulsion ce qui serait l’objectif principal lors de la pratique(Belli et al. 2002). Or le coût énergétique est directement lié à l’effort musculaire. Suite aux observations sur le terrain, la fréquence de pédalage employée augmente avec la puissance (Faria et al. 1982; Boning et al. 1984; Coast et al. 1985). Pour Patterson, l’augmentation de fréquence sert à réduire la force développée tout en maintenant le niveau de puissance (Eq.1) (Patterson et al. 1983). Au delà de 110 RPM l’augmentation de la consommation d’o2 (Vo2) est bien plus importante que l’augmentation de la vitesse ce qui constituerait la fréquence maximale. Pédaler à 90-110 RPM permet de limiter la création de forces ainsi que la fatigue musculaire tout en optimisant la consommation d’o2 (Patterson et al. 1990). La courbe de la consommation d’o2 en fonction de la puissance est de forme parabolique et devient très pénalisante (du point de vue des dépenses physiologiques) lorsque la fréquence optimale (Vo2 minimum) est franchie (Coast et al. 1985; Hintzy et al. 1999). L’augmentation de la fréquence de pédalage altère l‘efficience mécanique en modifiant l’orientation des forces exercées sur la pédale durant un cycle. La composante propulsive des forces appliquées sur la pédale diminue avec l’augmentation de la fréquence de pédalage (Patterson et al. 1983). De plus, il y a une augmentation de la part de forces anti-propulsives lors du retour arrière de la pédale car le pied a tendance à reposer sur celle-ci plutôt qu’à la tirer (Neptune et al. 1999). Modifier la fréquence de pédalage permet d’alterner entre adaptation physiologique et mécanique pour réagir à la contrainte.

2 Matériel et méthode

En s’appuyant sur un unique protocole expérimental, nous allons étudier les évolutions de différentes variables mécaniques et physiologiques. Ici, nous décrirons de manière générale le matériel expérimental employé ainsi que les méthodes associées. Les spécificités liées à chaque variable recherchée seront précisées dans les différents paragraphes suivants.

42

Dix cyclistes ont participé à l’expérimentation. Il s’agit d’hommes âgés de 27±4ans, pratiquant le cyclisme hors compétition au moins 1 fois par semaine (>10km hebdomadaire). Ils ont accepté et signé un certificat de consentement éclairé expliquant le déroulement de l’étude et attestant de leur libre participation.

Age Masse (Kg)

Longueur Cuisse (m)

LongueurJambe (m)

LongueurPied (m)

Puissance Maximale classique (W)

Puissance Maximale danseuse (W)

Puissance de transition Théorique (% Pmax)

26±3 75,7±11,1 0,41±0,03 0,43±0,03 0,18±0,01 399±25 400±12 78±7

Tableau 1 : Caractéristiques anthropométriques de la population étudiée. La puissance de transition théorique correspond à la puissance où les participants expriment vouloir changer de posture.

2.1 Plateau technique

L’analyse cinématique du mouvement est réalisée grâce à un système optoélectronique. Des marqueurs passifs réfléchissent les rayons infra rouges émis par les caméras du système optoélectronique (Vicon® Oxford’s Metrics®, Oxford, UK, 8 caméras). Ce système fourni les coordonnées tridimensionnelles des marqueurs en fonction du temps selon le repère défini sur le plateau expérimental (eX,eY,eZ, Fig.15). La fréquence d’acquisition vidéo est fixée à 100Hz. Les marqueurs sont placés sur le participant pour être en adéquation avec les axes de rotation du modèle théorique (Fig.15, A1, A2, A3, A4). Deux marqueurs supplémentaires sont placés sur la pédale afin de repérer l’orientation de celle-ci par rapport à l’horizontale. Enfin un dernier marqueur est placé sur l’axe de rotation du pédalier.

Nous considérons que le cadre de l’ergocycle est indéformable, qu’il est immobile par rapport au sol et réglé pour que sa surface supérieure soit parallèle au sol.

L’analyse dynamique est réalisée grâce à plusieurs instruments. L’ergocycle mesure le couple au niveau de l’axe du pédalier (Lode© EXCALIBUR Sport, Groningen, Netherlands, 1000Hz). Une pédale instrumentée permet de déduire les composantes de forces appliquées sur la pédale. Les forces créées au niveau des mains du cycliste sont mesurées par un guidon appareillé. Les détails de fonctionnements et les justifications théoriques concernant les appareils de mesure de la cinétique sont décrits dans le chapitre 1.

2.2 Déroulement de l’étude

Afin de limiter les biais expérimentaux, nous nous sommes attachés à respecter le plus possible la rigueur scientifique lors de l’expérimentation comme l’opérateur unique, matériel identique entre les sujets, l’utilisation de tables de réglage. Un intérêt particulier a été apporté aux rythmes

43

circadiens afin de respecter les rythmes biologiques des participants. En effet, la littérature a montré l’influence du rythme biologique (d’une période d’environ 24h) sur la réalisation d’une performance. En cyclisme, Moussay à montré que l’heure d’expérimentation avait une influence sur la cinématique du pédalage et notamment celle de la cheville (Moussay et al. 2002; Moussay et al. 2003). Selon la littérature, il semble important de respecter les mêmes horaires d’expérimentation, journée de la semaine ainsi que saison. Nous avons pris soin de tester tous les participants en fin d’après midi pour les mettre dans des conditions optimales pour la réalisation d’un effort (Atkinson et al. 1996; Souissi et al. 2004).

2.2.1 Réglages et paramètres de départ

Théoriquement, le placement des mains sur le guidon devrait modifier la posture du cycliste et notamment la position du buste. De plus, la position des mains devrait affecter certains paramètres physiologiques. Cependant, Ryschon n’a pas observé de différences de dépenses énergétiques liées à la position des mains sur le guidon (Ryschon et al. 1991). Duc ajoute que le placement des mains sur le guidon n’a pas d’influence sur l’activité musculaire des membres inférieurs en danseuse (Duc et al. 2008). Toutefois, une étude a montré une diminution de l’activité musculaire du Gluteus Maximus lors d’un pédalage buste redressé (Savelberg et al. 2003). Dans notre étude, il est essentiel d’imposer une position des mains identique pour les deux postures. Les mains doivent s’agripper au guidon sur sa barre principale en pronation. La largeur de l’appui des mains et égal à la largeur d’épaule. Le pied est placé dans l’étrier en plaçant l’articulation métatarso-phalangiène du gros orteil au dessus de l’axe de la pédale. La littérature a mis en avant le fait que l’effort exercé par le pied était réparti sur toute la semelle de façon non uniforme (Ruby et al. 1992; Gregor et al. 1994) . La zone de pression maximale est située au dessous du premier métatarse notamment lorsque la semelle est souple comme c’est le cas dans notre étude. L’étrier est serré pour stabiliser la position du pied. Les caractéristiques anthropométriques de chaque participant sont relevés (masse, taille du participant, distance sol-pubis, longueurs segmentaires). Grâce a des tables anthropométriques, nous avons pu déterminer les masses segmentaires ainsi que leurs caractéristiques inertielles (Winter 2005). De plus, les mesures anthropométriques permettent de régler l’ergocycle pour correspondre aux directives préconisées dans la littérature (Belluye et al. 2001; Grappe 2005). En effet, certains auteurs ont montré que les réglages du vélo avaient une influence sur la performance (Gonzalez et al. 1989). Par exemple, le positionnement de la selle par rapport à l’axe du pédalier en terme de distance (hauteur de selle) mais aussi du recul antéropostérieur (angle du tube de selle et recul de la selle, cf. schéma en annexe) agit sur les angles articulaires, les longueurs de fonctionnement des muscles, la coordination musculaire, la dépense énergétique (Gonzalez et al. 1989; Too 1990; Sanderson 1991; de Groot et al. 1994; Too 1994). Les réglages du vélo sont adaptés à chaque participant selon les mêmes critères afin d’éviter que les différences inter-participants ne soient induites par le matériel.

44

2.2.2 Etapes Après un échauffement de 6 minutes à 60 Watts, la puissance est augmentée à 180w pour permettre au participant de choisir une fréquence de pédalage qui convienne aux deux positions. Les participants étant peu expérimentés, des bornes de fréquences allant de 75Rpm à 90Rpm leurs étaient proposées. La fréquence de pédalage utilisée par le participant tout au long de l’épreuve devait être identique pour les deux postures étudiées afin de s’assurer que le couple moyen par cycle et par palier de puissance soit le même pour les deux postures (chapitre 1, 2.1). Le participant pouvait contrôler cette donnée grâce à un compteur placé sur le guidon. Il s’agissait de la seule information concernant les caractéristiques de l’épreuve qui lui était accessible. Le rythme cardiaque était relevé en fin d’échauffement pour servir de repère pour les temps de repos. L’épreuve commençait à 20W, la puissance augmentait alors de 25W toute les 15 secondes jusqu’à ce que le participant ne soit plus capable de maintenir la fréquence de pédalage. Chaque participant réalisait deux épreuves, une fois en classique, une fois en danseuse. L’ordre était défini aléatoirement par participant de façon à ce que la moitié des participants commence par la posture danseuse et la moitié en classique. Ainsi, nous limitions le biais lié à la fatigue qui pourrait modifier les données du deuxième passage. Un temps de repos séparait les deux épreuves. Il durait au minimum 5 minutes durant lesquelles le cycliste pédalait en posture classique à une fréquence faible (f<40 RPM) et une puissance faible (p<30W).

2.3 Traitement des données

Pour chaque variable, les 5 derniers cycles de chaque palier de puissance sont moyennés.

Les procédures de filtrage des données suivent les directives décrites par Winter (Winter et al. 1997). Nous avons utilisé un filtre Butterworth passe-bas de quatrième ordre en aller-retour (N=4 ; 2 passes) (Winter et al. 1974). Suite à une transformée de Fourier, nous avons déterminé la fréquence de coupure permettant de représenter 95% du signal.

Les comparaisons des résultats entre la posture classique et la posture danseuse ont été réalisées grâce à un test T de Student pour séries de données appariées. La significativité a été affirmée pour P<0,05.

3 Résultats

Nous avons remonté la chaîne des événements qui permettent le pédalage afin de définir les propriétés mécaniques de chaque posture. Nous avons commencé par le couple développé au niveau du pédalier. Il s’agissait du dernier point de mesure des effets de la technique de pédalage sur la propulsion de la bicyclette. Ensuite, nous avons étudié les forces développées entre le pied et la pédale afin d’estimer si une des deux postures facilitait l’application de forces par le cycliste sur la pédale. Par l’analyse des moments articulaires, nous avons cherché à comprendre comment la cinétique articulaire permettait la réalisation d’un cycle de pédalage et la création de forces propulsives.

45

Nous avons étudié la répartition des efforts entre les articulations par l’analyse des puissances articulaires. Nous avons jugé de l’efficacité mécanique d’une posture par l’étude du Moment Cost Function issue de l’ensemble des moments articulaires du membre inférieur. Nous avons estimé l’influence de la posture sur l’activité de l’ensemble du corps grâce à un critère physiologique ; le rythme cardiaque. Enfin, nous avons étudié un critère considéré intuitivement comme à l’origine du choix de posture ; le ressenti du cycliste.

3.1 Couple au niveau du pédalier

Cadre théorique

Nous avons vu que le cycle de pédalage était composé de plusieurs phases. La première question à se poser est comment sont répartis les efforts sur ces différentes phases en fonction de la posture utilisée ? Pour une même puissance moyenne développée, il peut y avoir différentes répartitions du couple au cours d’un cycle de pédalage. Quels en seraient les avantages ?

De nombreuses études se sont intéressées à la répartition du moment du pédalier développé au cours d’un cycle de pédalage en classique (Hoes et al. 1968; Coyle et al. 1991; Ryschon et al. 1991; Kautz et al. 1995). Peu de travaux se sont intéressés à l’évolution du moment au niveau du pédalier durant un cycle de pédalage en danseuses (Caldwell et al. 1998). L’analyse du moment du pédalier permet de repérer les différentes phases caractéristiques d’un cycle de pédalage (Fig.14). La limite de ces études tient dans le faible nombre de puissances étudiées (en général 1 ou 2) et au faible nombre de sujets (Alvarez et al. 1996). Il n’est donc pas possible de déduire de ces études quel est l’évolution du moment du pédalier durant un cycle de pédalage pour toutes les puissances qu’un cycliste est amené à développer. L’analyse du moment du pédalier est essentielle car il s’agit de la dernière interface entre l’action du cycliste et la réaction propulsive induite au niveau de la roue. Avant d’étudier d’autres facteurs déterminants de la performance, il est impératif d’évaluer le moment du pédalier. Plus le couple au niveau du pédalier est important, plus le mouvement de pédalage est propulsif. Un moment négatif montre au contraire que l’effort appliqué sur la pédale tend à freiner le mouvement. Le moment moyen par cycle multiplié par la fréquence de pédalage moyenne détermine la puissance moyenne développée par le cycliste.

Nous avons étudié l’évolution du moment au niveau du pédalier pour les deux postures, des puissances les plus faibles jusqu’à la puissance maximale que le cycliste peut développer.

Résultats discussion intermédiaires

La figure 16 montre le décours temporel du couple (moyenne de notre population) exercé au niveau de l’axe du pédalier. Seules les forces propulsives exercées par la jambe droite du cycliste sur le vélo sont prises en compte dans cette représentation. Un moment positif montre que les forces exercées par le cycliste sur la pédale tendent à alimenter le mouvement. Le moment positif maximal défini le centre de la phase propulsive principale. Un moment négatif montre que le cycliste freine le mouvement ce qui est souvent le cas lorsque le cycliste ne tire pas sur la

46

pédale lors de la remontée de celle-ci [270 :90°]. L’efficacité de la propulsion réside en partie dans la réduction de ces moments négatifs anti-propulsifs.

a) b)

c) d)

Figure 16 : Moment au niveau de l’axe du pédalier. Moment au niveau de l’axe du pédalier (pédale droite) pour les 2 postures, moyenne de notre population. Les figures a)b)c) représentent la moyenne et les écarts types de la population pour 3 des puissances étudiées : a)26%, b)56%, c)83% de la puissance maximale. d) Résultats pour toutes les puissances. Plus la couleur du trait est intense, plus la puissance est importante.

Puissance (% Pmax)

Classique Danseuse Minimum Maximum Minimum Maximum

M (N.m)

S.D. Angle (°)

M (N.m)

S.D. Angle (°)

M (N.m)

S.D. Angle (°)

M (N.m)

S.D. Angle (°)

26 -11,2 3,4 178 36,4 7 349 -20,3 11 162 50,8 9,4 309

57 -7,2 2,7 160 57,5 10 351 -15,5 4,2 232 77,1 17,7 311

70 -5,3 3,3 171 64 11,7 349 -12,2 6,7 214 87,2 15,3 311

83 -4,7 3,3 175 72,5 12,8 347 -11 6,2 217 100,7 21 315

96 -4,2 4 ,6 171 81 18,4 349 -7 7,9 223 107,8 33,9 324

Tableau 2 : Extrema du moment au niveau du pédalier pour les deux postures.

26% Pmax 56% Pmax

83% Pmax

47

Nous pouvons remarquer dans la figure 16 que le couple négatif maximum est plus important lors d’un travail à faible puissance quelque soit la posture (Minimum en classique: -11,2 N.m à 26% Pmax devient -4,7 N.m à 83%Pmax; Minimum en danseuse : -20,3 N.m à 26%Pmax devient -11 N.m à 83 %Pmax). Cela signifie que lorsque la puissance développée augmente, le mouvement tend à devenir plus efficace en minimisant les efforts anti-propulsifs. Une hypothèse suggérée dans la littérature est que ces moments anti-propulsifs servent à contrôler le mouvement (Patterson et al. 1990). La perte de stabilité liée à l’absence de l’appui selle lors d’un pédalage en danseuse pourrait être compensée par un appui simultané sur les deux pédales. Cela pourrait expliquer pourquoi les moments anti-propulsifs sont toujours plus importants en danseuse qu’en classique.

Un deuxième point remarquable est un décalage dans le temps de la phase propulsive entre les deux postures. La phase propulsive en danseuse commence toujours plus tard dans le cycle par rapport à la posture classique. Cela confirme les résultats observés dans la littérature (Stone et al. 1993; Alvarez et al. 1996; Caldwell et al. 1998). Nous observons ainsi plusieurs phénomènes. Le couple en danseuse devient positif plus tard en danseuse et n’est jamais propulsif avant de franchir le point mort haut. Cela signifie que la danseuse ne permet pas d’utiliser la phase de transition haute pour se propulser contrairement à la posture classique. La phase propulsive principale est décalée vers le point mort bas en danseuse. Le couple maximal est exercé lorsque la manivelle est aux trois quarts de la phase descendante en danseuse (310°) alors qu’il est exercé juste après la moitié de la descente (349°) pour la posture classique. Ce décalage temporel tend à diminuer avec l’augmentation de la puissance car l’angle du couple maximal en classique varie peu alors que le couple maximum en danseuse est progressivement anticipé (fig.16d). Cela suggère une adaptabilité de la posture danseuse face à l’augmentation de la contrainte qui n’est pas présente en classique. La danseuse développe des couples toujours plus importants quelque soit la puissance développée (Pour Pmax, le couple maximal en danseuse 128N.m vs 81N.m en classique). Si l’on se réfère aux périodes où le couple est positif, les temps d’efforts propulsifs sont sensiblement les mêmes quelque soit la posture. Cependant, la posture danseuse met deux fois plus de temps pour développer la moitié du couple propulsif. Cela signifie que l’effort propulsif en danseuse dure moins longtemps. En conclusion, la posture danseuse crée un couple plus important, plus court et plus tardif dans le cycle. Ces caractéristiques restent vraies quelque soit la puissance développée. Nous élargissons à toutes les puissances ce résultat déjà obtenu par Caldwell concernant la posture danseuse à 200W (Caldwell et al. 1998).

Ces dernières données laissent entrevoir que l’efficacité d’une posture est liée à des mécanismes complexes. Nous allons voir que l’efficacité de la propulsion n’est pas seulement liée à l’intensité des forces appliquées sur la pédale mais aussi à l’orientation de ces forces.

3.2 Orientation de l’effort appliqué sur la pédale

Cadre théorique

48

Nous avons vu que l’effort mesuré au niveau de l’axe du pédalier est plus court en danseuse mais présente une amplitude plus importante (Alvarez et al. 1996; Poirier et al. 2007). Cet effort semble d’autant plus efficace qu’il est réalisé durant la phase propulsive principale du cycle. Cependant, la mesure effectuée au niveau de l’axe du pédalier n’est pas directement représentative de l’effort au niveau de la jonction pied pédale. Certains auteurs n’ont pas observé de différence de couple maximum au niveau du pédalier entre les cyclistes experts et novices malgré des performances différentes (puissance moyenne par cycle) (Sanderson 1991). Il y a donc des facteurs mécaniques antérieurs au couple de pédalage qui conditionnent la réalisation de performance. Il existe plusieurs paramètres permettant d’optimiser la transformation des forces linéaires issues des pressions exercées par le pied en un moment angulaire au niveau du pédalier. L’orientation et l’intensité de ces forces sont les facteurs principaux d’efficacité de la propulsion. Plusieurs études ont montré qu’il existait une part des forces appliquées sur la pédale qui n’intervenait pas dans la propulsion (Soden et al. 1979; Cavanagh et al. 1986; Boyd et al. 1997; Sanderson et al. 2000). Ces forces non propulsives (inutiles) nécessitent une dépense énergétique de la part du système locomoteur mais ne permettent pas le déplacement. Ne permettant pas le mouvement, le travail mécanique lié à l’action de ces forces est donc nul (Eq. 2). Inversement il est possible de quantifier la part de forces propulsives (forces utiles) qui composent la résultante des forces appliquées sur la pédale. Certains auteurs parlent d’index d’efficacité du pédalage (IEP) déterminé selon l’équation 5 (Coyle et al. 1991).

Force Utile Résultante des forces

Équation 5 : Indice d’Efficacité du Pédalage

Les forces propulsives sont perpendiculaires à la manivelle et entraînent sa rotation. Elles sont à l’origine de la création de moment au niveau du pédalier. Certains auteurs ont montré que l’efficacité mécanique du pédalage augmentait avec la puissance (Patterson et al. 1983; Sanderson 1991). Il y a donc une modification de l’orientation des forces sur la pédale dont la composante perpendiculaire à la manivelle semble augmenter avec la puissance développée au niveau du pédalier. Une utilisation optimale des principes d’orientation et d’intensité des efforts appliqués sur la pédale au cours d’un cycle est essentielle pour la réalisation de performances. Les experts peuvent diminuer la part des forces inutiles durant la phase descendante de la pédale ce qui permet de développer plus de puissance (Coyle et al. 1991). Inversement les cyclistes débutants, exercent plus de forces non propulsives et créent moins de forces propulsives lors de phases essentielles du cycle. Par exemple, ils n’effectuent pas de traction sur la pédale lors du retour arrière (Sanderson 1991). L’influence de l’entraînement sur l’optimisation de l’interaction pied/pédale est à pondérer. Pour Sanderson ou Patterson (Patterson et al. 1990; Sanderson 1991), l’entraînement n’a pas d’influence sur l’IEP (rapport Forces utiles/Forces résultantes). A l’inverse, Coyle (Coyle et al. 1991) montre une différence d’IEP entre cycliste amateur et compétiteur.

49

La posture danseuse permet au cycliste de réaliser son effort durant la phase du cycle la plus favorable au transfert de forces c'est-à-dire la phase du cycle où la manivelle est perpendiculaire aux forces issues du poids du cycliste. Cette organisation temporelle de l’effort en danseuse lui permet-elle de minimiser la présence de forces non propulsives ? L’augmentation de la puissance développée profite t’elle à la posture danseuse ? Pour répondre à ces questions, nous allons étudier pour chaque cycle de pédalage et pour chaque posture quelle est la part de forces non propulsives en fonction de la puissance développée.

Matériel et méthode spécifique

Nous utilisons la méthode et le matériel présenté dans le chapitre 1 permettant d’obtenir les composantes de forces appliquées sur la pédale. L’objectif est d’évaluer les forces Ft (forces utiles) et Fn (forces inutiles, Fig.3) appliquées durant un cycle de pédalage. Ft représente la résultante des forces appliquées sur la pédale entraînant la rotation de la manivelle. Ft est perpendiculaire à la manivelle et 100% de sa valeur intervient dans la création du moment au niveau du pédalier. Au contraire Fn, représente la résultante des forces agissant longitudinalement à la manivelle. Cette force agit en traction/compression sur la manivelle et ne permet en aucun cas la mise en rotation de celle-ci. Il s’agit d’une force non propulsive.

Résultats discussion intermédiaires

La nouvelle méthode de mesure issue de notre pédale instrumentée nous permet de créer une représentation vectorielle des efforts appliqués par le pied sur la pédale. La figure 17 représente la répartition caractéristique des forces appliquées sur la pédale durant un cycle de pédalage selon les deux postures. Nous pouvons comparer l’évolution des forces normales et tangentielles entre les postures danseuse et classique.

Figure 17 : Forces appliqués sur la pédale droite en posture classique et danseuse. Résultats pour un participant caractéristique de la population à 150W. Le cycle commence pédale droite horizontale orientée

vers l’avant (0°). 90° correspond au point mort haut.270° correspond au point mort bas. η: Orientation de l’effort optimal *: Couple maximum # : Forces résultantes maximum

*

*

#

#η η

BDC 270

TDC 90

180 0

BDC 270

TDC 90

180 0

50

Quelque soit la posture, nous avons pu constater que la phase secondaire de propulsion [260°:100°] n’est pas utilisée par les participants pour se propulser. Au contraire, il arrive que la force tangentielle s’oppose à la rotation de la manivelle ce qui rend l’action du cycliste anti-propulsive. Cette situation est plus présente en utilisant la posture danseuse que la posture classique. Ces deux postures permettent de développer la même puissance moyenne par cycle malgré une cinétique très différente. Un résultat essentiel est la différence entre la zone d’application de la force maximale (# R max Fig.17) et la zone ou le couple du pédalier est maximal (* Ft max Fig.17). Quelque soit la posture, le maximum de la résultante des forces appliquées sur la pédale a lieu plus tard dans le cycle que le couple maximum. Ce décalage étant plus important en danseuse cela laisse entrevoir la perte d’efficacité moyenne par cycle de cette posture. Plus ce décalage est faible, plus le pédalage est efficace car la force maximale est appliquée durant la phase du cycle la plus favorable au développement d’un couple maximum. Pour déterminer cette phase favorable, nous pouvons repérer une zone où l’orientation de la résultante des forces est optimale (η Fig.17) c'est-à-dire où R et Ft sont confondus. Nous pouvons noter que le couple maximal (* Fig.17) en classique a lieu lorsque l’orientation de la résultante est optimale (η Fig.17) ce qui n’est pas le cas en danseuse. La posture classique serait plus efficace en optimisant la transformation des forces exercées sur la pédale en une rotation de manivelle. Idéalement, l’instant du couple maximal, de la résultante maximale et de l’orientation optimale devraient être confondu pour permettre le pédalage instantané le plus efficace. Contrairement à ce qui avait été proposé dans nos hypothèses, la danseuse ne permet pas de synchroniser la force résultante maximale, l’orientation optimale et le couple maximal. Il semblerait que cette posture soit très défavorable à l’optimisation de la transformation de forces en couple. Cette particularité liée aux forces maximales est elle représentative de l’ensemble du cycle ? Ce résultat observé pour une puissance de 150W évolue t’il en fonction de la puissance développée ?

La fréquence de pédalage et la puissance développée étant identiques pour les deux postures, le couple moyen par cycle doit être identique (cf chapitre 1,2.1). Nous pouvons en déduire que la valeur moyenne de la force tangentielle (Ft) au cours d’un cycle doit être identique quelque soit la posture. Les forces longitudinales à la manivelle (Fn) n’interviennent pas dans la création du moment au niveau du pédalier et peuvent être variable en fonction de la posture utilisée. Pour juger de l’efficacité de la posture utilisée, nous allons étudier la part de forces non propulsives (Fn) inclue dans la résultante des forces appliquées sur la pédale.

La posture la plus efficace permet de minimiser la présence de forces non propulsives. Donc, plus le rapport Fn/R est proche de zéro, plus la transformation des forces appliquées sur la pédale en couple est optimale. La figure 18 présente la part de forces inutiles créées en moyenne par cycle en fonction de la puissance développée.

51

Figure 18: Part de forces non propulsives. Part de forces non propulsives qui compose la force résultante appliquée sur la pédale. Moyenne de la population fonction de la puissance. Les puissances sont normalisées en fonction de la puissance maximale développée par chaque participant. *: P<0.05

En posture classique, la part de forces inutiles diminue lorsque la puissance développée augmente. Cela suggère une optimisation de la cinétique de propulsion où l’orientation des forces appliquées permet une meilleure mise en rotation de la manivelle. En danseuse, nous pouvons observer deux phases. Jusqu’à un tiers de la puissance maximale, la part de forces inutiles augmente (+12%). Les participants augmentent la création de forces pour compenser l’augmentation de résistance du vélo tout en modifiant légèrement l’orientation des forces appliquées sur la pédale. Cependant, cette augmentation touche plus les forces inutiles que les forces utiles entrainant cette augmentation observée dans les puissances faibles (jusqu’à 37% Pmax). La résistance de l’engin est très faible dans les faibles puissances, or le cycliste en danseuse ne peut utiliser la selle comme point d’appui, il utilise les pédales pour se stabiliser créant des forces non-propulsives supplémentaires. Entre 40% et 100% de la puissance maximale, la part de forces non propulsives diminue d’environ un tiers. Comme en posture classique, le cycliste en danseuse crée une propulsion plus efficace lorsque la puissance développée augmente. La part de forces inutiles atteint une limite minimale de 0,5 ce qui signifie que la moitié des forces développées au niveau de la pédale ne servent pas à propulser le vélo. Nous pouvons pondérer cette remarque par le fait qu’une grande partie des forces inutiles créées en danseuse sont liées au poids du haut du corps. Ces forces ne sont pas appliquées en utilisant la posture classique du fait de l’appui sur la selle. Il faut cependant considérer que les muscles des membres inférieurs doivent augmenter leur effort pour compenser le poids de la partie supérieure du corps en danseuse. Cela est défavorable à la notion d’économie que nous cherchons à analyser dans cette étude. Le pédalage est un acte complexe dont la technique peut être apprise. Si l’on s’intéresse uniquement au rendement mécanique, il est conseillé aux cyclistes compétiteurs d’employer la technique de « l’enroulé » qui consiste à créer des forces sur la pédale les plus proches possible de la perpendiculaire à la manivelle. En employant les termes décrits dans cette étude, le cycliste

*

52

doit aligner la résultante des efforts sur la pédale avec la force tangentielle (Ft) ce qui minimise les forces inutiles au cours d’un cycle. L’intérêt de la continuité du pédalage a été démontré dans la littérature par l’utilisation de roues pleines en épreuves de contre la montre. L’augmentation de la masse de la roue impose une régularité dans le pédalage qui est favorable à la performance (Kyle et al. 1984). La posture danseuse favorise la technique « du piston » qui est moins favorable à un bon rendement mécanique du pédalage (Grappe 2005). Un mouvement saccadé lié au pédalage de type « piston » crée une dépense énergétique pour stabiliser le mouvement. Augmenter l’inertie permet de se stabiliser sans nécessiter de dépenses énergétiques inutiles. Jusqu’à 90% de la puissance maximale, la posture classique présente une meilleure efficacité dans la transformation des forces appliquées sur la pédale en couple propulsif. Au-delà, nous n’observons pas de différences significatives entre les deux postures et pourtant la posture danseuse est privilégiée. Il y aurait donc d’autres critères influençant le choix du pratiquant. Pour compléter ces résultats, nous avons calculé la quantité de forces anti-propulsives présente au cours d’un cycle de pédalage. En effet, la moyenne des forces propulsives (Ft) créées par cycle prend en compte des forces anti-propulsives créées en phase de retour arrière. Nous voyons ici comment chaque posture agit sur ce phénomène pour s’adapter à l’augmentation de puissance. La figure 19 présente ces résultats.

Figure 19 : Part de forces anti-propulsives qui composent la force tangentielle. Moyenne de la population en fonction de la puissance développée (Pmax=1, * : P<0.05).

Pour les deux postures, plus la puissance augmente plus la part de forces anti-propulsives diminue. Cela complète les résultats obtenus par Ryschon qui avait démontré ce phénomène pour la posture classique (Hoes et al. 1968; Ryschon et al. 1991). En danseuse comme en classique, les forces anti-propulsives sont exercées durant la phase de retour arrière. La littérature met en avant que le moment résistif du pédalier (issu des forces anti-propulsives) est lié au poids du membre inférieur (Hoes et al. 1968). La danseuse mobilise des masses plus importantes du fait de la perte de l’appui sur la selle. Il semble alors logique que le couple résistif en danseuse soit plus important. Il faut noter que la diminution de la part de forces anti-propulsives est quasi-

*

53

linéaire en danseuse ce qui signifie que le cycliste en danseuse limite l’action du poids sur la pédale en le reportant progressivement sur les autres points d’appui. Or, l’absence d’appui selle oblige le cycliste à reporter son appui sur l’autre pédale (et le guidon) qui est en phase descendante ce qui augmente le couple propulsif. La posture classique utilise une stratégie sensiblement différente où la part de forces anti-propulsives diminue avec l’augmentation de la puissance selon deux étapes. Dans un premier temps, jusqu’à 60% de la puissance maximale, la part de forces anti-propulsives diminue de façon plus importante qu’en danseuse. Dans une seconde phase, la part de forces anti-propulsives diminue de façon moins importante qu’en danseuse. Nous savons que les forces anti-propulsives sont liées aux masses mises en jeu et qui reposent passivement sur la pédale lors du retour arrière. Nous pouvons supposer que jusqu’à 60% de la puissance maximale, le cycliste en posture classique reporte une partie des masses corporelle sur la selle diminuant ainsi le poids à l’origine de des forces anti-propulsives. Dés que la puissance devient importante (>60% Pmax), bien que la part de forces anti-propulsives continue de diminuer, cette diminution est moins importante soit parce que le cycliste utilise moins la selle comme appui, soit parce que le cycliste n’allège pas son membre par une flexion lors de la remonté de la pédale11. Lorsque la résistance du vélo est très faible, la part de forces anti-propulsives atteint 40% de la force tangentielle. Cela signifie que seulement 60% des forces propulsives créées servent à faire avancer le vélo. Lorsque le cycliste développe sa puissance maximale, 85% des forces propulsives sont utilisés en posture danseuse contre 93% en classique. Les pentes des deux courbes sont similaires mais quelque soit la puissance, la posture danseuse présente plus de forces anti-propulsives que la posture classique. Comme pour les forces non propulsives, les participants semblent diminuer la part de forces anti-propulsives pour optimiser le mouvement lorsque la puissance augmente. Ces forces anti-propulsives sont les seules aptes à freiner le mouvement et donc à réguler la fréquence de pédalage ce qui constitue leur seul impératif dans la réalisation de la tâche. Ils régulent sur une pédale la trop forte propulsion réalisée sur l’autre afin d’éviter l’emballement du mouvement. La résistance de l’engin étant inférieure au poids du corps, un appui simultané sur les deux pédales est nécessaire pour maintenir le centre de gravité au centre de la bicyclette. Ce phénomène crée des forces anti-propulsives plus importantes en danseuse car l’absence de l’appui selle crée une instabilité qui est compensée par un appui sur les pédales. Plus la puissance est faible, plus l’orientation de la force est un phénomène complexe (Patterson et al. 1990). Lorsque la puissance de l’engin augmente, la régulation est facilitée par les pédales dont la résistance à l’appui est accrue. Le choix de la fréquence de pédalage n’est pas anodin concernant la création de forces anti-propulsives. Nous avons fixé une limite de fréquence haute car il a été montré que plus la fréquence de pédalage augmente plus l’intensité des forces opposées au mouvement augmente (Patterson et al. 1990). Ce phénomène est surtout présent lors de la phase de retour arrière où les forces anti-propulsives peuvent représenter 25% des forces développées durant la phase de descente de la pédale (100 RPM<f<120 RPM ). Patterson pose l’hypothèse que les temps de relâchement musculaire (temps incompressibles) seraient trop longs par rapport aux exigences

11 Pour confirmer ces hypothèses, il serait utile de mesurer les contraintes exercées sur la selle ce que nous prendrons en compte dans le chapitre suivant.

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temporelles liées à la fréquence de pédale importante. Il en résulterait une persistance de la contraction des muscles extenseurs du membre inférieur durant le début du retour arrière créant ainsi des forces anti-propulsives. Optimiser l’orientation des forces appliquées par le pied sur la pédale est une bonne stratégie d’économie. Cela permet de développer plus de puissance tout en limitant l’augmentation de l’activité musculaire. Autres forces inutiles :

Le mouvement du mécanisme de propulsion composé par la manivelle et le pédalier est un mouvement plan contrairement aux mouvements des membres inférieurs qui ne le sont pas forcément. Tout effort qui ne serait pas orienté dans ce plan entraînerait la création de forces inutiles qui ne peuvent agir dans la propulsion. Le mécanisme de mesure utilisé dans cette étude est aussi plan ce qui ne lui permet pas de prendre en compte les forces exercées perpendiculairement au plan sagittal. Certaines études (Davis et al. 1981; Ruby et al. 1992; Gregersen et al. 2003) ont montré qu’il existait des efforts en varus valgus au niveau du genou. Notre étude ne peut pas mesurer ces efforts, cependant les résultats des études cités précédemment montrent qu’ils sont peu significatifs comparés aux forces propulsives créées.

Les efforts latéraux peuvent dépendre de la technique de pédalage mais aussi du type d’ergocycle utilisé. Lors d’un effort sous maximal (80% PMA), le coût énergétique du pédalage ne dépend pas du type d’ergocycle. Au delà, Duc montre une augmentation de l’activité du rectus fémoris et glutéus maximus lorsque l’on pédale en classique sur un ergocycle limitant les mouvements latéraux (Duc et al. 2006). Le balancier latéral du vélo semble donc économiser l’activité EMG ce qui n’est pas un critère d’efficacité de la propulsion si les forces appliquées s’en trouvent mal orientées. La faible mobilité sur le plan frontal de l’ergocycle comparé à un vélo sur le terrain ne semble pas être une limite à la réalisation de performance. Il semblerait que le rôle de ce type d’efforts latéraux intervienne plus dans la facilitation de la coordination musculaire que dans la création de forces directement propulsives (Duc et al. 2008). L’intérêt mécanique des oscillations latérales du vélo n’est pas clairement évoqué dans la littérature mais il faut considérer que tout effort vertical sur un vélo présentant une inclinaison latérale crée des forces perpendiculaires au plan sagittal qui ne peuvent en aucun cas entraîner la rotation de la manivelle. Il semble difficile de justifier l’intérêt mécanique des oscillations du vélo du fait de ces forces inutiles. Ce point particulier pourrait être le sujet de nouvelles investigations.

3.3 Moments articulaires

Cadre théorique

En mécanique, le moment représente la tendance d’une force à faire tourner un système mécanique autour d’un axe (Winter 2005). Par définition, le moment ne représente pas directement le mouvement mais comment les différentes forces mobilisent un segment par rapport à un axe de rotation.

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/ ·

M : Moment au niveau de l’axe de rotation (O) lié à l’action de la force F L : Longueur du bras de levier F : Force appliquée perpendiculairement au bras de levier

Équation 6 : Moment de force.

Dans l’étude du corps humain, les moments représentent l’action des forces musculaires vis-à-vis de l’ouverture ou la fermeture d’une articulation. Le moment est déterminé au niveau de l’axe de rotation de l’articulation. La distance entre l’axe de rotation et le point d’insertion du muscle sur l’os constitue le bras de levier. Le signe du moment permet donc de déterminer si l’action du muscle agit pour créer une ouverture ou une fermeture de l’articulation. Selon notre modèle théorique, le moment de la cheville est positif lorsque le cycliste agit pour effectuer une dorsi-flexion de la cheville (montée du pied contre le tibia). Le moment du genou est négatif lorsque le cycliste agit pour fermer le genou (rapprochement postérieur de la jambe sur la cuisse). Le moment de la hanche est positif lorsque le cycliste agit pour provoquer une fermeture de la hanche (rapprochement antérieur de la cuisse vers le tronc). Toutes ces rotations se font selon un plan sagittal et un axe parallèle à l’axe transversal passant par le centre de chaque articulation (figure 15). D’un point de vue théorique, trois facteurs peuvent faire varier les moments (équation 6) : -La longueur du levier ; Elle est liée au point d’application de la force et sa distance par rapport à l’axe de rotation du système. Plus le levier est grand plus le moment est important. -L’orientation de la force ; Plus la force exercée est perpendiculaire au levier plus le moment est important. -La valeur de la force qui s’exerce ; Plus la force est grande plus le moment est important. Dans la pratique, ces trois facteurs se combinent faisant ainsi varier le moment. Ces trois facteurs interagissant, il est difficile de déterminer quel est celui qui est à l’origine de fluctuation du moment. Lors d’une étude biomécanique, les bras de leviers dépendent de la distance entre l’insertion tendineuse du muscle considéré et l’axe de rotation de l’articulation mobilisée. Du fait de la faible déformation de l’os, la longueur de ce levier ne change pas en statique (Spoor et al. 1990), cependant cette longueur varie en fonction de l’angle d’ouverture de l’articulation. Les surfaces articulaires en contact ne sont pas parfaitement circulaires ce qui entraîne lors de l’ouverture de l’articulation un déplacement de l’axe de rotation de quelques millimètres. Cela peut entraîner un allongement ou raccourcissement de la distance entre l’insertion tendineuse et l’axe de rotation articulaire ce qui modifie légèrement la longueur du bras de levier. Certaines études présentent des mesures anthropométriques réalisées sur cadavre permettent d’estimer la longueur des bras de leviers anatomiques en condition statique (Spoor et al. 1990; Visser et al. 1990). Les variations de moments articulaires sont essentiellement dues à la variation de l’orientation des forces exercées ainsi que la variation de l’intensité des forces exercées. Il existe donc plusieurs méthodes pour agir sur les moments. La première consiste à augmenter la force exercée. La seconde consiste en une modification de la configuration géométrique du segment

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considéré ce qui agit sur l’angle entre la force créée et l’orientation du bras de levier. En d’autres termes, si un cycliste change de posture, il change les angles limites en ouverture et en fermeture de chaque articulation. De ce fait, il profite plus ou moins de configurations mécaniques favorables à la création de puissance par une meilleure orientation du muscle par rapport au levier. De plus, durant l’ouverture ou fermeture d’une articulation, le point de fixation du muscle sur le levier se trouve plus ou moins éloigné de l’autre extrémité du muscle. Il en résulte une variation de la longueur du muscle et une variation de sa vitesse de contraction au cours de l’effort. Or, nous savons que la force développée par un muscle est très dépendante de sa longueur et vitesse de contraction excentrique ou concentrique (Sutarno et al. 1995; Chow et al. 1999; Chow et al. 1999; Savelberg et al. 2003). Selon Hull (Hull et al. 1988), minimiser les moments articulaires est un bon indicateur pour l’optimisation de la technique de propulsion ou des paramètres de la posture. Cette analyse des moments articulaires a permis d’estimer par exemple la fréquence de pédalage permettant de minimiser les moments articulaires du genou et de la hanche (Redfield et al. 1986). Il résulte de cette étude qu’une approche mécanique permettait d’estimer la fréquence de pédalage optimale laissant entrevoir l’idée qu’une tel approche pouvait être employée pour étudier la technique de pédalage (Gonzalez et al. 1989). Les données de la littérature (déterminées pour une seule puissance) expriment des différences de moments entre les postures classiques et danseuses au niveau du genou et de la cheville (Caldwell et al. 1998). Les résultats principaux montrent que le moment maximal de la cheville en classique est situé 10° après le passage à l’horizontale de la manivelle tandis qu’en danseuse il est décalé de 45° vers le point mort bas. Le moment maximal de la cheville est augmenté de 160% en danseuse. Lors de l’ouverture de la jambe, le moment maximal du genou et de la hanche sont aussi décalés vers le point mort bas (respectivement 17° et 21°). Il est important de considérer que les observations issues de cette étude sont dépendantes de la puissance développée et peuvent évoluer en fonction de la résistance exercée par l’ergocycle. Nous allons dans ce paragraphe étudier les moments articulaires des membres inférieurs du cycliste et décrire comment chaque articulation est mobilisée au cours d’un cycle de pédalage Pour déterminer les moments articulaires, nous utilisons la méthode de la dynamique inverse. Le paragraphe suivant détaillera en quoi consiste cette technique. Matériel et méthode spécifique

Les calculs s’appuient sur le modèle théorique présenté sur la figure 15 et la figure 20. La démarche mathématique utilise les principes de la dynamique inverse selon le formalisme de Newton-Euler appliquée du segment distal au segment proximal. cette procédure a été décrite dans la littérature (Hull et al. 1985; Hatze 2002; Zatsiorsky 2002 ; Winter 2005).

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Figure 20 : Modèle cinétique du cycliste.

Nous avons calculé les moments articulaires en isolant chaque segment corporel. Nous avons procédé au calcul du moment résultant au niveau de la cheville pour remonter jusqu’au genou puis la hanche. Plusieurs méthodes existent pour estimer les caractéristiques inertielles nécessaires au calcul des moments articulaires. Les méthodes les plus précises afin d’obtenir une analyse personnalisée nécessitent un investissement matériel et temporel difficilement accessible. Nous pouvons citer par exemple l’analyse par imagerie 3D (IRM, Radiographie bi-planaire). Une autre procédure consiste à utiliser des tables afin d’obtenir une estimation des caractéristiques anthropométriques de nos participants. Les tables anthropométriques fonctionnent à partir de mesures de la masse et des longueurs segmentaires de chaque participant (Dempster 1955; Zatsiorsky et al. 1990; de Leva 1996; Winter 2005). Il est donc important de caractériser la population étudiée afin de choisir la table anthropométrique la plus adaptée à nos participants (de Leva 1996; Rao et al. 2006). Les différents points caractéristiques de notre modèle théorique (axes de rotation articulaires matérialisés par des marqueurs) doivent correspondre avec ceux employés lors de l’élaboration de la table anthropométrique. Il est possible de se référer aux directives de la société internationale de biomécanique quant au placement des marqueurs (Wu et al. 2002; Wu et al. 2005) en se souciant des problèmes liés a

58

leur repérage (définition des axes de rotation, mouvements cutanés) (Holden et al. 1997; Holden et al. 1998). Dans cette étude nous avons déterminé grâce aux tables anthropométriques de Winter (Winter 2005), les masses, les positions des centres de gravité et les moments d’inertie de chaque segment. Dans cette modélisation, le pied et la pédale sont considérés comme un seul corps indéformable (Hull et al. 1985). Les efforts appliqués par le pied sur la pédale sont obtenus par la méthode décrite dans la partie 3.2 de ce chapitre. Grâce au principe fondamental de la dynamique (Newton 1686), nous pouvons à partir des forces appliquées sur la pédale déduire les efforts inter-segmentaires. Nous déterminons le moment résultant au niveau de la cheville grâce à la mise en équation du moment dynamique du pied calculé au niveau de la cheville. Nous procédons de même pour le moment du genou par la mise en équation du moment dynamique de la jambe ainsi que pour la hanche en déterminant le moment dynamique de la cuisse. Le principe est de calculer la somme des moments qui s’exercent sur un segment en posant la condition que la somme des moments au centre de l’articulation liée à l’action des muscles doit être égale au moment résultant lié aux actions mécaniques extérieures :

7.1

7.2

7.3

Équation 7 : Moment dynamique de la cuisse, de la jambe et du pied

Prenons l’exemple de la cheville (équation 7.3). Le moment dynamique du pied (S3) calculé au niveau de la cheville (A3) est la somme des moments en A3 liés à l’action de la pesanteur sur le pied, plus le moment au niveau cheville lié à l’action de la jambe sur le pied, plus le moment de la pédale (nul) lié à l’action de la manivelle sur le pied, plus le moment au niveau de la cheville lié à la longueur du pied et aux forces de réactions exercées par la pédale. Tous les détails de la procédure sont décrits en annexes.

Résultats discussion intermédiaires

Nous présentons ici les moments calculés au niveau de chacune des articulations du membre inférieur que sont la cheville, le genou et la hanche.

59

Figure 21 : Evolution des moments articulaires. Evolution des moments de la cheville, du genou et de la hanche sur un cycle. Toutes les puissances étudiées sont

présentées. Plus la couleur est intense, plus la puissance développée est importante. La hanche :

La hanche agit essentiellement en ouverture lors du pédalage de nos participants. La hanche n’agit en fermeture que durant la deuxième moitié de la remontée de la pédale (180° :100°) et selon une valeur plus importante en classique qu’en danseuse. Dans les puissances faibles en danseuse, la hanche agit en ouverture durant la remontée de la pédale. Cette action diminue avec l’augmentation de la résistance de l’ergocycle pour se transformer en effort en fermeture dans les puissances les plus élevées. L’augmentation de la puissance agit sur l’amplitude des moments et non sur la durée des phases. Quelque soit la puissance, les moments maxima sont plus importants en classique et ont lieu plus tôt dans le cycle (-50° par rapport à la danseuse). Ce décalage est expliqué par le fait que le moment maximum de la hanche en danseuse est atteint en deux étapes. En effet, le moment de la hanche franchit une première étape lorsque la manivelle est horizontale suivi d’un repos (environ 20°) puis de l’effort principal. Cette phase de repos s’atténue avec l’augmentation de la puissance. Durant la phase de transition basse et au début de la phase de retour arrière (jusqu’à 250°), le moment de la hanche en ouverture permet de franchir le point mort bas en orientant les forces vers l’arrière. Dans cette phase, le moment de la hanche en danseuse est plus important.

270° 90° 180°

270° 90° 180°

180°

60

Le genou :

Les moments au niveau du genou divisent le cycle en deux phases. Durant la moitié supérieure du cycle, lorsque la pédale se déplace de l’arrière vers l’avant [180° :350°], le genou agit en ouverture. Le moment maximum en danseuse est atteint lorsque la pédale est au niveau du point mort haut. Dans cette phase, le couple en ouverture diminue avec l’augmentation de la puissance. En classique, la durée de cette phase d’ouverture du genou est sensiblement la même mais sa valeur est un quart moins importante. De plus, le moment maximum a lieu plus tard dans le cycle (40° après le point mort haut) et sa valeur augmente avec la puissance. Quelque soit la puissance, le moment en ouverture du genou est inférieur en classique qu’en danseuse. Durant la deuxième moitié du cycle (demi-cycle inférieur [350 :180°]), le genou agit en fermeture. Dans les faibles puissances, les moments en fermeture du genou sont plus faibles en danseuse qu’en classique. Cette tendance s’inverse complètement pour les fortes puissances où les moments en fermeture en danseuse sont presque le double de ceux en classique. Tandis qu’en classique les moments en fermeture sont relativement peu influencés par l’augmentation de la puissance, en danseuse, l’augmentation des moments est très importante ce qui donne un rôle propulsif à cette phase basse du cycle de pédalage. Pour les fortes puissances, le moment du genou dans la phase basse (300°) devient aussi important que celui réalisé dans la phase haute (80°). La cheville :

La cheville n’agit qu’en ouverture ce qui ne permet d’exercer que des forces de poussée sur la pédale. Grâce à l’étude du couple au niveau du pédalier (section 3.1) nous savons que les participants n’ont pas effectué de traction sur la pédale durant la phase de retour arrière. L’analyse des moments au niveau de la cheville confirme ces résultats car il n’existe aucun effort en fermeture qui permettrait de tirer la pédale. Le moment de la cheville est toujours plus important en danseuse qu’en classique. Le moment augmente avec la puissance et la zone du cycle où s’exerce le moment maximal varie très peu, juste après le passage horizontal de la manivelle pour la classique (350°), 70° plus tard pour la posture danseuse.

En résumé, la hanche et la cheville n’agissent qu’en ouverture tandis que le genou agit en fermeture puis ouverture sur des demi-cycles. Globalement, les moments en danseuse sont plus importants qu’en classique sauf pour la fermeture du genou à faible puissance. La hanche semble être l’articulation créant l’effort le plus important en classique tandis que la danseuse crée des efforts supplémentaires au niveau du genou. Plus précisément, l’évolution des moments permet de décrire le déroulement d’un cycle de la manière suivante :

61

Déroulement du cycle

Classique Danseuse

Phase propulsive principale

Le moment en ouverture de la hanche est très important créant des forces sur la pédale orientées vers l’arrière. Dans le même temps, le genou tend vers l’ouverture ce qui crée un effet « piston » orientant les forces vers le bas. Ces deux efforts donnent à cette phase un rôle propulsif principal ce qui est confirmé par les moments de la cheville exprimant un appui important sur la pédale [340 :260].

Phase de transition

basse

L’effort de la hanche permet de franchir le point mort bas en faisant penduler l’ensemble du membre vers l’arrière.

l’effort du genou reste important ce qui suggère une configuration mécanique différente pour le franchissement de la phase de transition basse

Phase de retour arrière

Suit une phase de repos observable au niveau de toutes les articulations [200 :140].

Lorsque les trois quarts de la remontée de la pédale sont réalisés, l’effort d’ouverture du genou commence en danseuse jusqu'à son maximum au niveau du point mort haut.

Phase de transition

haute

La posture classique permet de franchir le point mort haut par un faible effort d’ouverture du genou qui croit de manière synchronisée avec l’ouverture de la hanche après le passage du point mort haut. Ces actions combinées permettent d’amorcer la phase propulsive principale.

Le moment en ouverture de la hanche complète l’action et permet d’entamer la descente de la pédale guidée par la rotation de la manivelle.

Critique des moments articulaires…

Les forces de frottements à l’intérieur des articulations ne sont pas prises en compte. Généralement, les forces créées au niveau du muscle sont plus importantes que celles mesurées au niveau des tendons et qui sont utilisées pour le calcul des moments. Il est considéré que les erreurs liées à ces facteurs passifs sont de quelques pour-cent pour des mouvements lents. Il est impossible d’estimer l’implication de ces facteurs pour des mouvements rapides (Winter 2005). Le moment articulaire calculé est le moment net et ne prend pas en compte les co-contractions. Le moment est calculé à partir de la résultante des actions simultanées des muscles agonistes et antagonistes de l’articulation considérée ce qui entraîne une sous estimation des efforts musculaires (Amarantini et al. 2004; Winter 2005). Selon la littérature, l’activité simultanée des muscles antagonistes sert à orienter les forces ce qui permet de réguler la fréquence de pédalage et de faciliter le passage des zones de transition hautes et basses (Raasch et al. 1999; Hof 2001). Les études de Li (Li et al. 1998) (classique/danseuse) ou Jorge et Hull (Hull et al. 1985) (classique) ont montré que les contractions simultanées des muscles antagonistes étaient peu présentes dans le mouvement de pédalage (notamment à forte puissance) ce qui minimise les imprécisions dues aux co-contractions dans l’étude présente.

Quelque soit la force développée, l’activité musculaire ne permet d’effectuer un travail que lorsqu’il y a un déplacement. Les moments articulaires ne permettent pas d’appréhender cette notion de mouvement. Nous allons nous intéresser à une autre approche qui consiste en l’étude des puissances articulaires.

62

3.4 Puissance développée par chaque articulation

Cadre théorique

Nous avons vu dans la section précédente que l’action des différents muscles crée des moments au niveau des articulations. L’action du muscle peut s’exercer de manière concentrique ou excentrique. En d’autres termes, les moments articulaires peuvent être dans le même sens ou non que la vitesse angulaire. Du fait de la pesanteur ou d’une force extérieure, une articulation peut s’ouvrir tandis que les moments articulaires liés aux muscles agissent dans le sens de la fermeture (et inversement). Par exemple, un muscle comme le biceps (fléchisseur du coude), peut créer un moment qui tend vers la fermeture de l’articulation du coude alors que le coude est en ouverture à cause d’un poids important tenu dans la main. Le moment dû au muscle est inférieur au moment dû au poids. Son action est donc en sens opposé au mouvement. Dans ce cas, le biceps a une action excentrique et freine le mouvement. Les muscles peuvent aussi créer un moment tandis que l’articulation reste immobile. La puissance permet d’appréhender la problématique des mouvements excentriques (Winter et al. 1978; Winter 1983; Yack 1986). La puissance représente la quantité de travail réalisé par unité de temps (Zatsiorsky 2002 ; Winter 2005). Pour une articulation donnée, la puissance musculaire est le produit du moment net musculaire et de la vitesse angulaire (chapitre1, 2.1, équation 1).

Nous allons déterminer la puissance moyenne par cycle développé au niveau des trois articulations du membre inférieur. Nous en déduirons l’implication de chaque articulation dans le développement d’une puissance au niveau du pédalier.

Matériel et méthode spécifiques

Théoriquement, la puissance correspond à la multiplication du moment (N.m) par la vitesse angulaire (rad/s). Les couples sont calculés grâce à la méthode décrite dans la section précédente (3.3). Les vitesses angulaires sont calculées à partir des coordonnées spatio-temporelles relevées par le système optoélectronique décrit dans le chapitre précédent.

Les puissances développées au niveau du pédalier étaient identiques entre les deux postures, nous avons pu observer la répartition des puissances développées au niveau de chaque articulation. Nous avons déterminé les puissances articulaires absolues moyennées par palier.

63

Résultats, discussion intermédiaire

Figure 22 Puissances articulaires Puissances développées au niveau de la cheville, du genou et de la hanche pour les postures classiques et danseuses en fonction de la puissance développée au niveau du pédalier (moyenne et écart type de la population). La puissance du

pédalier est normalisée en fonction de la puissance maximale atteinte par chaque participant. La puissance articulaire est normalisée en fonction de la puissance articulaire maximale toutes articulations confondues. * : P<0.05

Hanche :

Genou:

Cheville:

*

*

64

Le genou et la hanche sont les articulations motrices principales lors du pédalage. Les puissances développées au niveau de la cheville sont généralement inférieures à la moitié des puissances développées par les deux autres articulations. Ces données confirment les résultats présentés dans la littérature quand à l’importance des efforts au niveau du genou et de la hanche dans le mouvement de pédalage (Genzling 1983; Mornieux et al. 2007). Dans les faibles puissances développées au niveau du pédalier, la puissance développée par la hanche est plus importante en danseuse qu’en classique. Les disparités inter-participants rendent difficile la généralisation de ce résultat surtout lorsque la puissance au niveau de l’ergocycle augmente. La puissance de la hanche croît de manière commune entre les deux postures avec l’augmentation de la puissance au niveau de l’ergocycle. En étudiant le genou, nous pouvons observer des différences entre les deux postures beaucoup plus fondamentales. Jusqu'à la moitié de la puissance maximale au niveau de l’ergocycle, la posture classique économise le genou en permettant de développer une puissance beaucoup plus faible qu’en danseuse. Cependant, la puissance du genou en classique augmente rapidement avec la puissance au niveau de l’ergocycle tandis qu’en danseuse, elle ne semble pas être influencée par l’augmentation de la contrainte. Pour des puissances proches de la puissance maximale, les puissances développées par le genou sont similaires entre les deux postures. La puissance développée au niveau de la cheville est deux fois plus importante en danseuse qu’en classique. Elle croît de manière similaire entre les deux postures avec l’augmentation de la contrainte.

En danseuse, l’effort est réparti équitablement entre le genou et la hanche pour les faibles puissances puis est progressivement reporté sur la hanche lorsque la résistance de l’engin devient trop importante. La danseuse permettrait ainsi d’économiser le genou qui subit peu l’augmentation de la résistance de l’engin. En classique, la puissance reste répartie entre le genou et la hanche amenant à une légère dominance de la hanche lorsque la résistance de l’ergocycle devient trop importante.

Pour caractériser les deux postures, il semble utile d’évaluer la globalité des articulations du membre propulseur en regroupant ces résultats en une nouvelle variable unique.

3.5 Le Moment Cost Function

Cadre théorique

Le Moment Cost Function (MCF) est une variable proposée par Hull (Redfield et al. 1986; Hull et al. 1988; Gonzalez et al. 1989). Il propose de créer une variable permettant de représenter le moment global des membres inférieurs du cycliste en étudiant les deux articulations principales du pédalage que sont le genou et la hanche. Les muscles extenseurs du genou et de la hanche développent 68% de l’énergie propulsive (Ericson 1986). Selon la littérature (Hull et al. 1988; Gonzalez et al. 1989; Belluye et al. 2001) le MCF est un moyen non invasif pour estimer les efforts internes du système mécanique cycliste/vélo. Plus le MCF est faible plus la contrainte musculaire mobilisant les articulations étudiées est faible. D’une manière générale, le MCF est

65

un indicateur des efforts musculaires des membres inférieurs lors d’un cycle de pédalage. L’objectif premier du MCF est d’optimiser la propulsion en cyclisme en partant du postulat que la meilleure technique de propulsion minimise les efforts musculaires. Les créateurs de cette fonction de coût l’ont utilisée pour évaluer l’efficacité d’un réglage du vélo ou pour estimer la fréquence de pédalage optimale (Gonzalez et al. 1989; Marsh et al. 2000).

A notre connaissance, aucun auteur n’a tenté d’employer cette variable pour juger de l’économie musculaire liée à l’utilisation de la posture classique ou de la posture danseuse. Nous allons dans ce paragraphe étudier l’évolution du Moment Cost Function selon les deux postures en fonction de la puissance développée au niveau de l’ergocycle.

Méthode spécifique

Cette variable est élaborée selon l’équation 8:

Mk : Moment du genou Mh : Moment de la hanche n : nombre de mesures par cycle de pédalage

Équation 8 : Moment Cost Function

Le MCF est la somme des carrés des moments des deux articulations principales de la propulsion du cycliste que sont la hanche et le genou. Dans notre étude nous avons divisé par « n » le MCF obtenu grâce à l’équation 8 pour obtenir un MCF moyen par cycle qui ne dépend pas du nombre de mesures. Les moments sont déterminés selon la méthodologie décrite dans le paragraphe précédent (3.3). Tous les détails de la procédure de dynamique inverse sont présentés en annexe.

Résultat discussion intermédiaires

La figure 23 présente les courbes moyennes d’évolution du MCF pour la population étudiée. Le MCF est normalisé par rapport au MCF moyen de chaque participant. La puissance que le cycliste développe est normalisée en fonction de la puissance maximale que le participant a pu atteindre dans les deux postures. Cette figure représente une estimation des efforts musculaires produits par les participants en fonction de la posture utilisée et de la puissance développée. Il existe une valeur limite (MCF max indépendant de la posture employée) où le participant ne peut développer suffisamment de forces musculaires pour maintenir le mouvement.

66

Figure 23 : Evolution du MCF. Evolution du MCF en posture classique et danseuse (courbe moyenne de la population) lors d’une montée en puissance de l’ergocycle. La puissance est normalisée en fonction de la puissance maximale développée. Le MCF est normalisé en

fonction du MCF maximal. * : P<0.05

Dans les faibles puissances, le MCF en danseuse présente les valeurs les plus importantes. La posture classique nécessiterait un effort musculaire moins important. Ce résultat pourrait expliquer pourquoi les cyclistes favorisent la posture classique dans les faibles puissances. Ce phénomène est vérifié jusqu’à deux tiers de la puissance maximale que le cycliste est capable de développer. Pour ces puissances, la stratégie de minimisation de l’activité musculaire semblerait être l’élément déterminant du choix de la posture classique. Cependant, l’augmentation du MCF en classique croit de manière plus importante avec l’augmentation de la puissance. La posture danseuse, très défavorable dans un premier temps est moins influencée par l’augmentation de la puissance et fini par se confondre avec le MCF de la posture classique dans les fortes puissances (P>65% Pmax Fig.23). La puissance où les deux courbes se confondent (84% Pmax) correspond à la puissance de transition optimale selon le critère d’optimisation MCF. En d’autres termes, si la minimisation du MCF était l’unique critère d’optimisation de la technique de propulsion, alors les participants devraient passer de la posture classique à la posture danseuse à 84% de la puissance maximale (moyenne de la population). Il faut noter que la puissance de transition théorique où les participants en classique expriment leur volonté de passer en posture danseuse se situe en moyenne à 78% de la puissance maximale. Bien qu’il n’y ait pas de différences significatives entre le MCF classique et le MCF danseuse au niveau de la puissance maximale, l’évolution de la courbe en danseuse laisse supposer que les cyclistes en danseuse atteindraient le MCFmax pour une puissance supérieure à la posture classique. Ce phénomène est observé sur le terrain. En effet, la puissance maximale que peut développer un participant en danseuse est plus importante que celle accessible en classique (Millet et al. 2002; Reiser et al. 2002). Ce résultat complète ceux de Ryschon (Ryschon et al. 1991) montrant que l’utilisation de la technique danseuse permettait de réduire les dépenses énergétiques métaboliques pour le franchissement de côtes. Pour des puissances faibles, économiser les efforts musculaires semble être un critère important pour le choix d’une posture. Lorsque la puissance est très importante, l’estimation des efforts

*

67

musculaires ne permet pas de juger de l’intérêt d’une posture par rapport à une autre. La solution réside t’elle dans une analyse plus étendue de la posture ? Nous allons nous intéresser au travail de l’ensemble du corps et non plus seulement à l’activité des membres inférieurs.

3.6 Intervention des membres supérieurs

Cadre théorique

Les données de la littérature suggèrent que les membres supérieurs interviennent dans la propulsion (Soden et al. 1979; Boulourchi et al. 1985). Il a été montré que la traction sur le guidon permettait de créer des forces supplémentaires au niveau de la pédale et ainsi développer plus de puissance. Peu d’études se sont cependant intéressées aux différences entre la propulsion classique est la propulsion en danseuse concernant les efforts exercés par les membres supérieurs (Stone 1990; Stone et al. 1993). Les résultats montrent l’intérêt des efforts des membres supérieurs à la fois dans l’équilibre postural et dans la propulsion. Entre les deux postures, il n’a pas été montré de différences dans l’évolution temporelle de l’effort sur le guidon. Les résultats des efforts appliqués sur le guidon sont très dépendants du cycliste et de la condition de pratique comme le suggère la forte différence de profils d’efforts des membres supérieurs entre les résultats de la littérature en classique (Boulourchi et al. 1985; Stone et al. 1993). Cependant, ces études n’ont étudié qu’une valeur de puissance développé par le cycliste ce qui limite la généralisation des résultats pour des situations où la puissance peut varier. La fonction des membres supérieurs dans la propulsion peut elle évoluer avec l’augmentation de la puissance développée ? Quelles sont les particularités d’adaptation de chaque posture face à l’augmentation de la contrainte ? Le but de ce paragraphe est de déterminer l’implication de l’utilisation des membres supérieurs dans la propulsion en fonction de la posture et de la puissance développée.

Matériels et méthodes spécifiques

Un guidon instrumenté (chapitre 1) permet de mesurer les efforts verticaux (eZ) exercés sur le guidon. Il mesure les efforts en traction sur le guidon tendant vers le soulèvement de ce dernier ainsi que les efforts en poussée correspondant à un appui sur le guidon. Selon le référentiel local, les efforts en traction créent des forces négatives, les efforts en poussée créent des forces positives. Les efforts sur le guidon (axe eZ) sont mesurés tout au long de l’expérimentation, les résultats obtenus correspondent à la moyenne des cinq derniers cycles de chaque palier de puissance.

Résultat discussion intermédiaire

La figure 24 présente l’évolution des efforts appliqués sur le guidon au cours d’un cycle de pédalage en fonction de la puissance développée. Quelque soit la puissance, les forces appliquées sur le guidon sont toujours positives. Les participants n’ont donc appliqué que des forces de poussée sur le guidon. Cet effort diminue avec l’augmentation de la puissance. En classique,

68

cette diminution est plus linéaire et décroit selon une pente plus importante. La force moyenne par cycle est divisée par trois entre les faibles et les fortes puissances. En danseuse, cette réduction est moins importante mais bien plus irrégulière. Dans un premier temps, l’appui des mains reste important dans les faibles puissances puis réduit brutalement d’un tiers lorsque la puissance dépasse 25% de la puissance maximale. Dès lors et jusqu’à la puissance maximale, les efforts sur le guidon en danseuse sont peu influencés par l’augmentation de la puissance.

Figure 24 : Forces exercées sur le guidon. Résultante des forces exercées verticalement (eZg) sur le guidon. Un effort de poussée sur le guidon (haut vers le bas) crée

une force positive tandis qu’un effort de traction (bas vers le haut) crée une force négative.

Lorsque la résistance de l’engin est faible, les appuis sur les pédales sont fuyants ce qui entraîne deux phénomènes. D’abord, le cycliste doit contrôler le mouvement et ainsi limiter les masses mises en jeu. Nous avons vu qu’il contrôlait la création de forces au niveau de la pédale en adaptant la répartition des forces créées, entre forces propulsives et non-propulsives (section 3.2). Il en est de même pour les membres supérieurs où l’appui sur le guidon crée un allègement qui réduit l’implication de la masse du corps dans le mouvement et ainsi limite la création de forces propulsives excédentaires. Avec l’augmentation de la puissance le cycliste en danseuse tend à réduire les efforts inutiles en prenant appui sur le guidon.

De plus, l’appui du pied fuyant dans les faibles puissances crée des problèmes de stabilité que le cycliste compense en appuyant sur le guidon. Ce phénomène est plus marqué en danseuse, le cycliste ne disposant pas de l’appui selle pour se stabiliser. Dès que la résistance devient plus importante, la stabilité de l’appui pied augmente et le cycliste réduit son utilisation du guidon. Il a été noté dans la littérature que l’utilisation de la posture danseuse entraînait des oscillations latérales du vélo ce qui est une limite de notre étude puisque l’ergocycle employé ne permet pas ce mouvement. Cependant, il a été montré que la présence d’oscillations latérales du vélo n’avait pas d’influence sur l’intensité des forces appliquées sur le guidon (Soden et al. 1979).

Pour chaque tour de manivelle, les efforts sur le guidon présentent deux périodes d’appui suivies d’un relâchement. Ce résultat confirme celui obtenu par Boulourchi (Boulourchi et al. 1985) concernant la posture classique où il présente deux cycles au niveau du guidon par cycle de pédalage. Ces cycles sont aussi présents en danseuse selon des fréquences identiques mais avec

290

110

320

135

Classique Danseuse

69

une amplitude plus importante. Entre les deux postures, les cycles du guidon ne sont pas synchronisés. La danseuse présente un retard d’une trentaine de degrés ce qui rappelle le décalage observé au niveau du couple appliqué sur l’axe du pédalier (section 3.1). Stone (Stone et al. 1993) montre que qu’il y a une coordination entre les membres supérieurs et inférieurs pour développer une puissance positive mais qui semble seulement contribuer à hauteur de 1,5% de la puissance totale (effort sous maximal). Dans cette étude, certains participants avaient quelques temps tiré sur le guidon qui en réaction permettait de créer des forces propulsives au niveau de la pédale. Cependant, la majorité de la population étudiée n’a effectué que des efforts en poussée. Stone suggère que l’appui sur le guidon durant la bonne phase du cycle de pédalage permettrait de réduire les forces anti-propulsives en danseuse en limitant l’influence du poids du corps (Stone et al. 1993). En se référant aux données de couples appliqués sur la pédale (section 3.1) nous observons que les forces maximales appliquées sur le guidon ont lieu en fin de phase propulsive principale pour une pédale et en début de phase de transition haute pour l’autre. Le couplage mécanique entre les deux pédales crée un décalage de phase de 180°. Cela explique la présence de deux cycles d’effort sur le guidon par tour de manivelle. Les forces maximales sont appliquées en début de phases de transitions (Fig. 16) où la création de forces propulsives est très limitée. Un relâchement de l’appui sur le guidon a lieu dès qu’une pédale est en phase propulsive principale. Cela confirme l’implication de masses qui ne sont plus supportées par le guidon dans la création de forces propulsives. En danseuse, les maxima sont anticipés d’une dizaine de degrés avec l’augmentation de la puissance de la même manière que le couple développé au niveau du pédalier. Cela confirme la synchronisation entre les efforts sur le guidon et les efforts sur la pédale.

3.7 Approche physiologique : le rythme cardiaque

Cadre théorique

Les résultats précédents ont montré que les membres inférieurs n’étaient pas les seuls acteurs du mouvement de pédalage. Dans un souci de généralisation, nous avons analysé un facteur très représentatif de la dépense énergétique globale du corps : le rythme cardiaque (Astrand et al. 1954; Conconi et al. 1982). L’effet de la position du corps sur le rythme cardiaque a été étudié par plusieurs auteurs. Pour un effort de forte intensité, Hughson montre que le rythme cardiaque est plus important lorsque les participants sont debout que lorsque les participants sont allongés (Hughson et al. 1991; Koga et al. 1999). Plusieurs études se sont intéressées à cette problématique en mesurant certaines variables physiologiques comme le rythme cardiaque afin d’observer les différences entre la posture classique et la posture danseuse. Certains travaux ne montrent pas de différences significatives entre les deux postures pour des variables physiologiques comme le rythme cardiaque, le VO2, le taux de lactates (Miller et al. 1988; Swain et al. 1992). Au contraire, d’autres études ont montré que le rythme cardiaque et le VO2 étaient plus importants en danseuse (Ryschon et al. 1991; Tanaka et al. 1996; Li et al. 1998; Millet et al. 2002). Outre les caractéristiques des participants c’est la variété de puissances étudiées dans ces études qui pourrait expliquer les différences de résultats. De plus, l’utilisation plus importante

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des muscles des bras (exprimé par l’augmentation de l’appui sur le guidon) ainsi que des muscles du tronc dans la stabilisation du bassin en danseuse peut expliquer l’augmentation de la VO2. Dans les fortes puissances, les efforts musculaires des membres inférieurs augmentent (exprimé par les forces appliquées sur les pédales) tandis que ceux des membres supérieurs diminuent (exprimé par la diminution des forces sur le guidon). L’influence de l’activité des muscles au dessus du bassin n’est plus significative ce qui pourrait expliquer pourquoi dans les fortes puissances, il n’y a pas de différences du point du vue de laVO2 entre les postures classiques et danseuse (Millet et al. 2002).

Nous avons cherché à clarifier la situation en étudiant l’évolution du rythme cardiaque pour les deux postures selon l’ensemble des puissances que le cycliste est capable de développer.

Matériel et méthode spécifiques

L’enregistrement du rythme cardiaque est réalisé grâce à un cardio-fréquencemètre mesurant de manière non invasive le temps entre les pics systoliques (RR) à l’aide d’une ceinture thoracique (Polar©,T31 coded, Kempele, Finlande). Les directives du fabriquant pour optimiser l’enregistrement de données sont rigoureusement respectées (placement du capteur, application d’un gel, calibrage). Les mesures sont enregistrées et synchronisées via une carte d’acquisition analogique à une fréquence de 1000Hz.

Résultats discussion intermédiaires

Figure 25 : Evolution du rythme cardiaque. Evolution du rythme cardiaque en fonction de la puissance développée pour les deux postures.

*

71

Dès les premiers paliers, le rythme cardiaque en danseuse croît plus rapidement qu’en classique pour atteindre environ 15 Bpm de plus. Cette différence s’atténue jusqu’à 65% de la puissance maximale où les rythmes cardiaques dans les deux postures sont confondus. Pour un pédalage à une puissance proche du maximum, nos résultats montrent que le rythme cardiaque est légèrement plus faible en danseuse sans pour autant que cette différence soit significative.

Les résultats obtenus semblent parfaitement corrélés avec l’utilisation faite par les cyclistes. Utilisant le postulat que la position la plus économique présente la fréquence cardiaque la plus faible, les données obtenues pourraient justifier l’utilisation de la posture classique dans les faibles puissances. Au vu des résultats de la littérature, le rythme cardiaque est une variable à utiliser avec précaution pour juger du rendement énergétique d’une posture. La grande hétérogénéité des résultats obtenus dans la littérature doit nous laisser douter quant au rôle du rythme cardiaque dans les adaptations posturales.

3.8 La perception subjective de l’effort

Cadre théorique

Pour compléter notre travail, il reste à s’interroger sur le rapport entre ressenti de l’effort par le cycliste et le choix postural. Si cette relation est avérée, quels sont les critères permettant de faire ce choix ? Existe-t-il des différences de sensations dans l’utilisation d’une posture plutôt qu’une autre ?

La notion de perception subjective de l’effort (RPE) à été utilisée dans plusieurs études sur le cyclisme (Grappe et al. 1998; Marsh et al. 1998; Hausswirth et al. 2000; Millet et al. 2002; Bertucci et al. 2007). L’objectif de cet outil est de permettre au participant d’exprimer son ressenti de la difficulté de l’exercice en s’appuyant sur une échelle de difficulté. Chaque niveau de cette échelle correspond à un indice de difficulté associé à des critères kinesthésiques. Les travaux qui ont tenté de comparer le RPE entre les postures danseuses et classiques n’ont pas montré de différences significatives (Millet et al. 2002). Cette étude n’a analysé que deux puissances développées par le cycliste. Nous allons étudier dans ce paragraphe l’évolution de la perception de l’effort en fonction de l’augmentation de la puissance.

Méthode spécifique

Nous nous sommes inspiré de l’échelle RPE (Rate of Perception Exertion) de Borg (Borg 1970; Borg et al. 2006) et de l’echelle ESIE (Grappe 2005) afin de mesurer les sensations du sportif vis-à-vis de la difficulté de l’effort. Cette échelle est composée de 10 niveaux où 1 correspond à un exercice ressenti comme très facile et 10 à un exercice ressenti comme très difficile.

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A la fin de l’échauffement, la puissance était augmentée brutalement permettant à chaque participant d’estimer quelle sensation correspond à l’effort maximum réalisable. Les participants avaient alors l’expérience d’un effort de niveau 10. Durant l’expérimentation, chaque participant devait estimer l’intensité de son effort en exprimant verbalement un changement de niveau ressenti. Niveaux d’efforts estimés et puissances correspondantes étaient relevés par l’expérimentateur.

Résultats discussion intermédiaires

Figure 26 : Perception subjective de l’effort. Perception subjective de l’effort en posture classique et danseuse en fonction de la puissance développée.

Une analyse par T de Student ne montre aucune différence significative entre l’effort ressenti en classique et en danseuse quelle que soit la puissance développée (P<0,05). Les résultats obtenus par Millet peuvent être généralisés à l’ensemble des puissances que peuvent développer les cyclistes (Millet et al. 2002). La sensation du pratiquant ne semble pas être un indicateur pertinent pour juger de l’efficacité d’une posture. La question est donc de déterminer quelle information le cycliste utilise t’il pour juger de la difficulté d’une posture ?

Certaines études montrent que l’augmentation de la perception de l’effort est souvent lié à l’augmentation de l’activité EMG (Duc et al. 2006). Cet effort est perçu par le cycliste grâce aux organes de Golgi (contraintes mécaniques dans les tendons), fuseaux neuromusculaires (longueur et vitesse de contraction des muscles) mais aussi grâce à d’autres facteurs physiologiques (fatigue neuromusculaire, taux de lactate). Lors d’une propulsion à forte puissance, le cycle énergétique anaérobie utilisé produit des lactates et provoque une diminution du PH sanguin. La part de ces lactates qui n’est pas réutilisée s’accumule dans les muscles ce qui altère les capacités contractiles de ces derniers et crée une sensation de fatigue périphérique perçue par le cycliste. Cela entraîne une sensation douloureuse que le cycliste cherche à compenser. De nombreuses

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adaptations du comportement sont possibles. Le cycliste peut modifier sa fréquence de pédalage pour réduire la production de lactate et/ou faciliter son élimination (Boning et al. 1984). Il peut augmenter la fréquence de pédalage tout en réduisant l’intensité des forces créées ce qui permet de conserver la puissance développée. Enfin, il peut changer de posture ce qui d’une part modifie les leviers et donc les forces mises en jeu et d’autre part change les temps de fonctionnements ce qui repose certains muscles. Objectivement, lorsque la puissance développée est importante, réduire la contrainte sur les muscles effecteurs semble être le but principal de toute adaptation posturale. Nos résultats montrent qu’il est difficile pour le cycliste d’interpréter correctement toutes les informations issues du système kinesthésique. Rien ne garantit que les adaptations posturales guidées par les sensations du cycliste permettent d’optimiser la performance. Nous avons montré ici que la perception de l’effort ne permettait pas de différencier deux postures présentant des propriétés mécaniques très différentes.

4 Discussion générale

L’objectif de ce travail était d’identifier le ou les variables permettant d’expliquer le choix de l’utilisation de la posture classique ou de la posture danseuse en fonction de la puissance développée. Dans la pratique, la posture classique est privilégiée dans les puissances faibles tandis que la danseuse est privilégiée dans les puissances fortes. Nous avons utilisé différentes approches en majorité mécaniques afin de faire le lien entre propriété mécanique de chaque posture et posture spontanément choisie sur le terrain.

Sans adaptations matérielles, le cycliste change de posture pour adapter la chaîne mécanique créatrice de force (formé par son corps) à la contrainte qu’il subit. Les résultats ont mis en avant des différences fondamentales dépendantes de la puissance développée.

A) A puissances faibles (0-25% de Pmax); la posture classique est privilégiée, certains paramètres sont minimisés.

L’objectif est de montrer que la posture classique est privilégiée dans les puissances faibles car elle permet une économie que l’on peut quantifier grâce à plusieurs paramètres notamment mécaniques.

Si l’on considère l’approche physiologique, nos résultats rejoignent ceux obtenus par Tanaka ou Millet concernant la posture danseuse dans les puissances faibles (Tanaka et al. 1996; Millet et al. 2002). En effet ces études ont montré que lors d’une propulsion à faible puissance, la posture danseuse présente un moins bon rendement énergétique (métabolique) ainsi qu’une fréquence cardiaque plus élevée que la technique classique. L’inclinaison du buste peut être une première explication. Certaines études ont montré qu’une variation de l’inclinaison du buste pouvait avoir une influence significative sur certaines variables physiologiques comme la lactatémie, la ventilation, la consommation d’o2 ou la perception de l’effort (Welbergen et al. 1990; Ryschon et al. 1991; Gnehm et al. 1997; Grappe et al. 1998). Elles montrent que selon ces critères physiologiques, la

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position la plus redressée était plus favorable à la performance. Elle faciliterait les mouvements respiratoires (cotes, diaphragme…) en réduisant les contraintes mécaniques qui limiteraient le volume respiratoire, faciliterait le flux sanguin. Au contraire, une inclinaison importante du buste entraîne une avancée du centre de gravité de la partie supérieur du corps (tête, bras, tronc) ce qui engendre un effort supplémentaire donc une augmentation de la dépense énergétique des membres supérieurs pour supporter ce poids. Pédaler avec le buste redressé permet de développer des puissances plus importantes en classique (Too 1994). Pour des raisons aérodynamiques, la posture danseuse est réalisée buste incliné ce qui ne profite pas des avantages physiologiques présentés ci-dessus. Cela pourrait expliquer pourquoi la grande majorité des études n’observent pas de différences significatives selon des critères physiologiques entre les postures classiques et danseuse. L’étude du rythme cardiaque de notre population montre que dans un premier temps, les rythmes cardiaques en classique et danseuse sont confondus. Une faible augmentation de la puissance crée une augmentation du rythme cardiaque plus importante en danseuse qu’en classique. La différence devient significative à 15% de Pmax ce qui confirme l’économie énergétique de la posture classique à faible puissance et qui est déjà observé dans la littérature.

D’un point de vue mécanique, cette économie s’exprime de plusieurs manières.

A puissance égale, le couple moyen par cycle est identique entre les deux postures alors que le couple maximal en danseuse est toujours plus important. Cela entraîne pour les puissances faibles la création de forces anti-propulsives pour réguler ces pics de couple ainsi qu’une orientation faiblement propulsive de l’effort résultant sur la pédale. Cela se traduit dans l’indice d’efficacité propulsive où la part de forces permettant la mise en rotation de la manivelle est beaucoup plus faible en danseuse. Dans les puissances faibles, la danseuse présente donc un rapport entre forces développée et couple produit extrêmement défavorable, l’efficacité de la propulsion en classique étant meilleure, une économie devrait pouvoir être observée au niveau des actionneurs (muscles) à l’origine de la création de forces propulsives. L’étude des moments articulaires a permis de montrer que les moments maxima en danseuse sont plus importants exprimant un effort musculaire plus soutenu. Cet effort est très marqué au niveau des actionneurs de la cheville. Grâce à l’étude des puissances articulaires nous avons montré que la hanche et le genou sont les articulations principales du mouvement de pédalage. Nous confirmons les résultats observés par Hull en classique et Caldwell en danseuse (Hull et al. 1985; Caldwell et al. 1999). La posture classique permet de développer la même puissance moyenne par tour au niveau du pédalier tout en développant des puissances significativement moins importantes au niveau du genou et de la cheville. Li avait noté que la différence de moments articulaires entre les deux postures était significativement plus importante au niveau du genou et de la cheville (Li et al. 1999). L’étude du MCF permet de mettre en avant cette économie musculaire liée à l’utilisation de la posture classique (Gonzalez et al. 1989). Cette fonction de coût prend en compte les moments articulaires des deux articulations principales du pédalage. Le MCF est significativement plus faible en classique ce qui montre clairement l’intérêt mécanique lié à l’utilisation de la posture classique dans les puissances faibles. Les forces exercées sur le guidon sont plus importantes en danseuse ce qui suggère le développement de forces plus importantes

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par les muscles mobilisant le membre supérieur. Cela augmente la dépense énergétique globale ce qui se reflète dans les indicateurs de dépense énergétique corporelle comme l’activité cardiaque. Enfin, les résultats concernant la perception de l’effort par le cycliste montrent qu’il est difficile d’associer les notions d’effort ressenti et de forces créées. En effet, la perception de l’effort exprimé par le participant ne présente pas de différences entre les deux postures alors que l’analyse mécanique présente des contraintes significativement différentes. Il semble que l’optimisation de la posture soit un phénomène inconscient ou lié à des informations sensorielles moins macroscopiques ce que l’échelle RPE employée ici ne peut pas prendre en compte.

B) A puissance intermédiaire (25-80% de Pmax) : une évolution différente de l’importance de chacun des paramètres.

L’objectif est de montrer que l’augmentation de la résistance de l’ergocycle a une influence sur les différents paramètres étudiés. De plus, l’augmentation de la puissance fait varier l’influence de chaque paramètre sur le choix de posture.

Avec l’augmentation de la puissance, bien que le couple moyen par cycle reste identique, le couple maximum est toujours plus important en danseuse. Le couple en danseuse est plus faible durant une plus grande partie du cycle de pédalage ce qui suggère que la phase où l’effort est plus important en danseuse est compensé par une durée plus importante de la phase de repos.

Cependant l’étude de l’orientation de forces appliquées montre qu’une grande partie des forces créées ne sont pas propulsives. L’augmentation de la résistance de l’ergocycle entraîne une optimisation de l’orientation de forces appliquées par les deux postures. Cette optimisation est similaire pour les deux postures mais la danseuse conserve son déficit initial. Le pédalage type « piston » de la posture danseuse perd l’intérêt de la longueur des phases de repos à cause de la création de forces non propulsives. L’intérêt d’un pédalage « enroulé » de la posture classique réside dans un contrôle plus efficace de l’orientation des forces exercées sur la pédale (Genzling 1983). Un ralentissement de l’optimisation de l’orientation des forces exercées en classique lié à l’augmentation de la puissance montre que l’orientation des forces est un paramètre de moins en moins profitable à la posture classique. Si l’on étudie la répartition de la puissance développée au niveau de chaque articulation, nous pouvons observer plusieurs résultats. Avec l’augmentation de la résistance de l’ergocycle, la puissance des trois articulations augmente sauf pour le genou en danseuse. La part de puissance développée par le genou est plus importante en danseuse qu’en classique dans les puissances faibles mais reste stable malgré l’augmentation de la puissance développée au niveau du pédalier. L’évolution de la puissance développée au niveau de la hanche est similaire entre les deux postures. L’augmentation de la puissance au niveau de la cheville est similaire entre les deux postures mais la puissance de la cheville est significativement plus importante en danseuse. L’utilisation de la posture danseuse limite l’effet de l’augmentation de la résistance de l’ergocycle sur l’augmentation de la puissance au niveau du genou. L’augmentation de la puissance a plus d’effet les muscles mobilisant le genou en classique ce qui amène les deux postures à développer la même puissance au niveau du genou à partir de 45 % de la puissance maximale développée au niveau de l’ergocycle. La justification de l’utilisation de la posture danseuse dans les puissances élevées pourrait être liée à

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une économie des muscles mobilisant le genou. Du point de vue des actionneurs (muscles) qui mobilisent le membre inférieur, l’analyse des moments articulaires montre que l’augmentation de la puissance entraîne une augmentation du MCF plus importante en classique qu’en danseuse. L’utilisation de cette variable permet de justifier l’économie mécanique liée à l’utilisation de la posture classique jusqu’à 65% de Pmax où la différence statistique n’est plus démontrée (Fig.23). La minimisation du MCF peut être une variable permettant de justifier l’utilisation de la posture classique. Cependant, l’augmentation du MCF liée à l’augmentation de la puissance en classique est plus importante qu’en danseuse ce qui laisse présager une inversion exprimant la fin de l’avantage mécanique lié à l’utilisation de la posture classique. Cette puissance où les MCF des deux postures sont confondus est très proche de la puissance de transition théorique12 (78% de Pmax).

L’étude du rythme cardiaque reflète les résultats mécaniques discutés ci-dessus. Jusqu’à 65% de Pmax, le rythme cardiaque est plus important en danseuse reflétant une dépense énergétique plus importante liée à une augmentation de la contrainte mécanique. Proche de la puissance de transition théorique, le rythme cardiaque en danseuse connait un ralentissement alors qu’en classique il continue son augmentation régulière. A partir de 65% de Pmax, la minimisation du rythme cardiaque n’est plus un critère justifiant le choix de posture. Dés lors, le rythme cardiaque en classique et danseuse croissent en parallèle avec l’augmentation de la puissance ne présentant plus de différences significatives. Même si le rythme cardiaque plus faible en danseuse suggère une légère économie énergétique liée à l’utilisation de cette posture. Il faut noter la difficulté pour les participants de quantifier verbalement leur effort. Il n’est pas apparu dans nos résultats une capacité du cycliste à percevoir l’évolution de la difficulté de l’effort en relation avec le choix spontané de posture.

C) A puissance élevée, la danseuse est privilégiée pour développer de la puissance au détriment de la notion d’économie.

L’objectif est de mettre en avant que la notion d’économie par l’utilisation de la posture danseuse est difficile à démontrer dans les puissances fortes. Bien que cette posture soit privilégiée par les cyclistes, les critères mécaniques et physiologiques étudiés dans cette étude permettent difficilement de justifier le choix du pratiquant.

Du point de vue de l’efficacité mécanique, la danseuse est sans aucun doute la posture qui présente le moins bon rapport entre forces résultantes appliquées sur la pédale et couple développé. Même dans les puissances où la posture danseuse est privilégiée, l’orientation de l’effort sur la pédale est en moyenne par tour, moins efficace en danseuse qu’en classique. Ayant moins de points d’appuis, la posture danseuse devrait permettre d’optimiser l’orientation des forces de façon plus efficace en procédant à des alignements segmentaires que la posture classique ne peut permettre. Peut être à cause du manque d’expertise de notre population, les

12 Puissance où les participants expriment verbalement leur souhait de passer de la posture classique vers la posture danseuse.

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participants en danseuse n’ont pas réussi à optimiser la transformation des forces développées par les membres inférieurs en couple au niveau du pédalier. Malgré cela, tous les participants privilégient la posture danseuse dans les puissances les plus fortes aussi le manque d’efficacité de la danseuse dans ces puissances n’a pas influencé leur choix postural. L’analyse des moments articulaires montre que la posture danseuse ne permet pas la minimisation de l’activité musculaire. La posture danseuse présente des moments plus importants durant les phases propulsives principales du cycle de pédalage. De plus, l’analyse des moments montre que les muscles mobilisant la cheville sont extrêmement sollicités (en danseuse, moment max + 30%, moment min +100% durant le dernier palier). Le MCF représentant l’effort global des muscles mobilisant le genou et la hanche montre cependant que la danseuse présente une tendance à l’économie musculaire durant les derniers paliers (pas de différence statistique). Il faut cependant noter que le calcul du MCF ne prend pas en compte la cheville qui présente des moments importants en danseuse.

L’analyse des puissances articulaires du genou et de la hanche ne montre pas de différences significatives entre les deux postures pour les puissances les plus élevées ce qui montre une répartition similaire de l’effort. La cheville développe une puissance plus importante en danseuse suggérant un effort plus important invalidant l’hypothèse d’économie comme critère de choix de posture. En danseuse, les efforts mesurés sur le guidon suggèrent une activité plus importante des membres supérieurs ce qui n’est pas favorable à une stratégie d’économie musculaire. Enfin, le rythme cardiaque montre une tendance à la minimisation de la dépense énergétique dans les puissances les plus élevées grâce à l’utilisation de la posture danseuse (la différence statistique n’est pas démontrée).

Posture Classique Posture Danseuse Création de forces

Augmentation de la puissance : Réduction efforts anti-propulsifs Couple maximum à 355° Couple maximum à 310°

Adaptation à la contrainte par augmentation de la force produite.

Faible couple en phases de haute et basse du cycle

Meilleure orientation de l’effort quelque soit la phase du cycle. Meilleure efficacité propulsive.

Meilleure adaptabilité notamment posturale face à l’augmentation de la contrainte.

Moments articulaires moins importants dans les faibles puissances.

Contrôle difficile des forces créées (intensité et précision de l’orientation). L’augmentation de

la puissance facilite le contrôle. Effort continu Effort court, intense.

Répartition de l’effort

Effort principal sur la hanche puis croissance identique genou hanche

avec l’augmentation de la puissance.

Efforts musculaires essentiellement pour mobiliser le genou progressivement réparti sur la hanche avec l’augmentation de la puissance.

Pas de rôle propulsif des bras. Bras non propulsifs mais intérêt pour l’équilibre, placement du corps pour

l’orientation des forces propulsives. Aide au franchissement des zones de transitions.

Physiologie Rythme cardiaque plus faible dans les puissances modérées.

Légère tendance à l’économie cardiaque dans les fortes puissances.

Tableau 3 : Tableau récapitulatif des caractéristiques posturales

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D) Pourquoi utiliser la posture danseuse pour développer des puissances élevées alors que l’intégralité des variables étudiées ici ne semble pas favorable à cette posture.

Dans les puissances faibles, certaines variables montrent un intérêt significatif dans l’utilisation de la posture classique. Bien que l’ensemble des participants préfère pédaler en danseuse lorsque la puissance est élevée, aucune des variables étudiées ne montre d’économie significative dans l’utilisation de la posture danseuse. Pour justifier l’utilisation de la posture danseuse, nous pouvons proposer plusieurs hypothèses :

- Un premier indice : la fréquence de pédalage. Les cyclistes ont tendance à réduire la fréquence de pédalage lors de franchissements de côtes. Les données de la littérature montrent que la fréquence de pédalage en danseuse est en moyenne 10 RPM inférieure à la fréquence de pédalage en classique13 (Grappe et al. 1998). Ce comportement reflète l’aptitude de la posture danseuse à appliquer des forces plus importantes sur la pédale afin de maintenir la puissance développée malgré la baisse de la fréquence (Fenn et al. 1935; Hill 1964). Une fréquence plus faible permettrait de diminuer la consommation d’o2 et diminuer la production de lactates qui sont à l’origine de la douleur musculaire (Millet et al. 2002) .

- Un second indice : une capacité à développer plus de forces.

Nous avons vu que le changement de posture modifiait à la fois la cinétique et la cinématique (Caldwell et al. 1998; Poirier et al. 2007). Les muscles fonctionnent selon des plages de longueur différentes et à des vitesses différentes. La longueur de fonctionnement du muscle est un élément essentiel dans la production de forces ce qui modifie fortement l’aptitude du muscle à développer des moments articulaires (Savelberg et al. 2003). Pour Too, le muscle développe des forces plus importantes lorsqu’il se contracte à une longueur proche de sa longueur de repos (Too 1990). La posture danseuse permettrait un fonctionnement du muscle dans une longueur proche de sa longueur de repos ce qui faciliterait la création de moments. De plus, un changement de configuration des leviers anatomiques pour une fréquence de pédalage donnée peut entrainer la modification de la vitesse de contraction du muscle ce qui a également une influence sur l’intensité de la force créée (Hill 1964).

13 Dans notre étude, la fréquence de pédalage était identique entre les 2 postures ce qui ne laissait pas cette possibilité d’adaptation aux participants.

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- Un troisième indice : L’utilisation du poids.

Une hypothèse récurrente dans la littérature est que la danseuse permettrait un meilleur alignement des segments corporels ce qui faciliterait l’action sur la pédale des forces musculaires et de pesanteur créées dans la partie supérieure du corps (Soden et al. 1979; Hull et al. 1990). La mesure des efforts appliqués sur la selle permettrait de confirmer cette hypothèse.

5 Conclusion

L’objectif de cette session expérimentale était d’étudier les postures classique et danseuse dans l’intégralité des puissances accessibles au cycliste. Il s’agissait de déterminer pourquoi le cycliste privilégie la posture classique dans les puissances les plus faibles et la posture danseuse dans les puissances les plus fortes. L’analyse des variables biomécaniques et physiologiques montre des implications différentes de chaque variable sur le choix postural en fonction de la puissance développée.

Dans les puissances faibles (<70% Pmax), la posture classique présente en moyenne par cycle, un rythme cardiaque plus faible, des moments articulaires plus faibles, des puissances articulaires plus faibles ainsi qu’une meilleure orientation des forces appliquées sur les pédales. Ces résultats semblent cohérents avec le choix spontané de posture du participant. L’ensemble des variables étudiées indique que la posture classique est privilégiée dans les puissances faibles car elle permet une économie musculaire (MCF, Moments) et énergétique (rythme cardiaque). Dans les puissances fortes, aucune variable étudiée lors de cette session expérimentale ne permet de justifier une économie musculaire liée à l’utilisation de la posture danseuse. Nous ne sommes pas dans l’état actuel de nos connaissances, capable de justifier le choix préférentiel de la posture danseuse dans les puissances élevées. Rappelons que notre modèle envisage l’ensemble des muscles comme un bloc unifié agissant sur chaque articulation. Si cette analyse macroscopique semble inefficace pour expliquer le choix du pratiquant (posture danseuse), nous supposons qu’une approche plus microscopique à l’échelle du muscle, serait plus pertinente. De plus, le protocole mis en place pour l’analyse comparative des deux postures selon les différents niveaux de puissances ne permet pas d’étudier le phénomène de transition de la posture classique vers la danseuse. Nous allons donc étudier dans la prochaine session expérimentale l’activité électromyographique des principaux muscles impliqués dans le pédalage en centrant notre analyse sur le phénomène de transition.

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Chapitre 3 Etude des paramètres de transition entre la posture classique et la posture danseuse

1 Introduction

Dans la pratique, la posture classique est privilégiée par les cyclistes lorsque la demande de puissance est faible. Lors d’un franchissement de côte, si l’on veut maintenir une certaine vitesse, il est nécessaire de développer plus de puissance. Deux stratégies s’offrent au cycliste. Il peut utiliser le dérailleur qui par un jeu d’engrenages permet de diminuer l’intensité des forces développées. Cependant, cela s’effectue au détriment de la vitesse de déplacement, à moins d’augmenter la fréquence de pédalage. Une autre stratégie consiste à changer de posture et adopter la posture danseuse. Cette deuxième stratégie est le sujet de l’étude présentée ici. Les observations sur le terrain ont montré une volonté du pratiquant d’effectuer une transition de la posture classique vers la posture danseuse lorsque la puissance développée dépasse un certain seuil. Quels sont les facteurs qui régissent ce changement de posture ? Quel est l’intérêt pour le cycliste de changer de posture et dans quelles conditions? Est-il possible de prévoir ce changement de posture ? Le chapitre précédent a montré que les deux postures principales du cyclisme que sont la posture classique et la posture danseuse avaient des caractéristiques mécaniques différentes. Les propriétés de chaque posture laissaient supposer certains avantages, notamment d’un point de vue mécanique, dépendants de la puissance développée.

Jusqu’à présent, les études qui se sont intéressées à la posture danseuse ont réalisé des comparaisons avec la posture classique pour des puissances fixes (Li et al. 1998). Ces études ont montré que les caractéristiques cinématiques de la posture de pédalage ont un effet sur l’activité électromyographique (EMG). Cependant, toutes les adaptations posturales n’ont pas d’influence sur l’activité EMG. Par exemple, la modification de l’angle du tube de selle n’à pas d’influence sur l’activité musculaire du cycliste pédalant en posture classique (Clarys et al. 2001).

Nous avons montré dans le chapitre précédent qu’à chaque posture correspondait une répartition différente des efforts entre les articulations et par voie de conséquence une répartition différente de la contrainte entre les muscles mobilisant ces articulations. Lorsque la posture reste la même et que la fréquence de pédalage est inchangée, il a été montré une forte reproductibilité du patron

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d’activation musculaire autant en termes de chronologie que d’intensité des contractions (Jorge et al. 1986; Dorel et al. 2007). Cependant, dès que des modifications posturale ou de fréquence de pédalage changent, des modifications importantes interviennent dans le patron d’activation musculaire (Jorge et al. 1986).

Il semble intéressant de s’interroger sur l’implication des différents muscles du membre inférieur dans le mouvement et ainsi comprendre comment le patron d’activation musculaire évolue avec la puissance. Nous testerons l’hypothèse selon laquelle, sans changement postural, le cycliste en classique augmente la puissance qu’il développe par l’accroissement des tensions musculaires et/ou une modification du patron d’activation musculaire. Une fois la tension musculaire maximale atteinte, l’augmentation de la puissance s’effectue alors par une modification des leviers anatomiques, ce qui correspond à la transition vers la posture danseuse.

En étudiant l’activité de muscles essentiels au mouvement de pédalage nous allons tenter de comprendre les mécanismes qui amènent au changement de posture. Pour plus de cohérence nous allons faire le rapport entre les moments articulaires, les puissances musculaires et l’activité électro-myographique (EMG) des muscles principaux mobilisant les articulations du membre inférieur.

1.1 EMG, utilisation, sens Le patron d’activation des muscles lors du pédalage doit permettre la mise en rotation de la manivelle par la création de forces d’intensités suffisantes sur la pédale mais aussi par une orientation adaptée de ces forces tout au long du cycle de pédalage. Nous avons vu dans le chapitre précédent que l’optimisation de l’orientation des forces appliquées sur la pédale était un élément essentiel pour augmenter le rendement mécanique de la propulsion. Acquérir une technique de pédalage consiste à apprendre à coordonner les ouvertures et fermetures articulaires pour modifier l’orientation et l’intensité des forces créées en bout de chaîne. Plus précisément, le cycliste doit apprendre à synchroniser avec le cycle de pédalage l’instant, la durée et l’intensité des contractions musculaires. L’étude électromyographique (EMG) permet d’estimer ces trois paramètres. Sans entraînement, les cyclistes sont capables de changer spontanément de posture face à l’augmentation de la contrainte. Ils adaptent leur séquence de contraction musculaire pour compenser l’augmentation de la puissance à développer (Raasch et al. 1999). Il existe cependant des limites à cette adaptation liées aux caractéristiques mécaniques de la posture (cf. chapitre 2). L’étude électromyographique (EMG) des muscles propulseurs du cycliste permet d’étudier l’évolution de ce patron pour tenter de déceler une logique dans le changement spontané de posture. L’étude EMG consiste à analyser le signal électrique associé à la contraction d’un muscle. Lors de leurs contractions, chaque fibre musculaire conduit un potentiel électrique qui se déplace longitudinalement à la fibre. Ce potentiel est constitué d’une succession de dépolarisation-repolarisation que l’on pourrait assimiler à une « vague ». La mesure de l’activité EMG est réalisée par une sonde qui effectue la sommation des potentiels électriques autour de la zone

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ciblée. Plus les fibres musculaires sont loin de la sonde plus leurs potentiels seront atténués au niveau de la mesure notamment a cause de l’impédance des tissus cutanés. L’exact placement de la sonde en fonction de la zone étudiée est le facteur principal de précision de la mesure. Par ailleurs, il est impératif d’éviter le phénomène de « cross talk » où le signal est perturbé par le signal EMG d’un muscle à proximité. La sonde mesure une succession de polarisations sur une surface et un temps donné. Le temps que met la « vague » formé par le potentiel électrique pour franchir la zone de mesure est dépendante de sa vitesse de déplacement ce qui a une forte influence sur le signal EMG enregistré (Buchthal et al. 1955). Nous discuterons de ce biais par la suite. L’implication des muscles dans le mouvement peut être étudiée selon deux approches, en termes d’amplitude d’activité et en termes de durée d’activation. L’amplitude de l’activité musculaire est souvent analysée grâce à l’étude du « Root Mean Square » (Dorel et al. 2007; Duc et al. 2008; Hug et al. 2008), de la variabilité du signal EMG ou de l’intégration du signal EMG (Ericson 1986; Jorge et al. 1986). La durée d’activation est un temps d’activité EMG mesuré entre le début et la fin d’un cycle (de pédalage dans l’étude présente). Dans l’étude présente, nous avons étudié l’activité EMG par une méthode non invasive utilisant des électrodes de surface mesurant les flux électriques musculaires à travers la peau. Pour notre étude, l’intérêt des électrodes de surface par opposition aux électrodes insérées dans le muscle est de mesurer l’activité du muscle et pas seulement de quelques fibres. De plus, cette activité de surface semble être plus représentative de l’effort musculaire produit (Shiavi et al. 1998). Cependant, cette technique ne permet pas d’étudier certains muscles profonds connus pour intervenir dans le mouvement de pédalage comme par exemple l’ilio-psoas qui intervient dans la fermeture de la hanche (Raasch et al. 1997).

1.2 Les facteurs théoriques pouvant influencer la fiabilité du signal EMG Reproductibilité temporelle : Il semble pertinent de s’interroger si le temps peut influencer l’activité EMG. En d’autres termes, le signal « dérive-t-il » si l’on répète plusieurs fois le même cycle de pédalage dans les mêmes conditions. La littérature montre qu’il existe une forte reproductibilité du signal EMG en termes d’amplitude lors de tests circadiens (Laplaud et al. 2006). Dorel a également montré une forte reproductibilité intra-session en termes d’amplitude que de durée de contraction musculaire (Dorel et al. 2007). La fatigue : Se poser la question du temps de pratique nous amène à nous poser la question de la fatigue. La fatigue peut être considérée comme une diminution transitoire et réversible de la capacité à produire des actions motrices (Grappe 2005). La fatigue musculaire induit une diminution de la vitesse de contraction musculaire, une augmentation du temps de relaxation suite à la

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contraction, une diminution de la force maximale disponible, une augmentation de la quantité d’ions calcium nécessaires pour développer une tension donnée et une apparition de tétanos pour une fréquence de stimulation électrique plus faible (Cerretelli et al. 2002). D’un point de vue mécanique, la fatigue induit une baisse de la force développée au niveau du tendon tandis que l’invariance d’amplitude du signal EMG montre que l’activation musculaire reste inchangée. D’un point de vue physiologique, la fatigue peut être décrite comme une raréfaction des nutriments et une augmentation des déchets au niveau de la fibre musculaire entraînant une diminution de la force produite. Selon de nombreux auteurs, l’amplitude du signal EMG tend à augmenter avec la durée de l’activité. L’explication la plus courante est le recrutement de nouvelles fibres musculaires permettant de compenser la perte de force de chaque fibre due à la fatigue. Le muscle doit augmenter le nombre d’unités motrices recrutées ou augmenter la charge électrique appliquée à chaque unité ce qui crée un accroissement de la fatigue neuromusculaire (Patterson et al. 1983). Pour une puissance fixe, l’amplitude du signal EMG augmente avec un temps d’activité long, cela est flagrant lorsque la puissance développée est importante (>70% PMA). Cela a été expliqué par un recrutement de fibres lentes supplémentaires permettant de compenser la perte d’efficience des fibres fatiguées. Il en résulterait une augmentation du potentiel d’action total observable grâce à l’amplitude du signal EMG (Saunders et al. 2000). Il est à noter que ce phénomène est dépendant du niveau des cyclistes. Les unités motrices qui composent les muscles du cycliste expert semblent moins affectées par la durée et l’intensité de l’exercice (Lucia et al. 2000). D’autres explications seraient la synchronisation des unités motrices recrutées ou une diminution de la vitesse de conduction du potentiel d’action sur chaque fibre. En cas de fatigue musculaire, la vitesse moyenne de déplacement du potentiel d’action diminue. Pour une même zone, le temps d’action de chaque potentiel électrique augmente (Johansson et al. 1970). Comme l’amplitude maximale du signal reste inchangée, l’amplitude moyenne du signal EMG pour une période fixe augmente (Fuglevand et al. 1992). Face à la fatigue, une autre stratégie peut être employée. Certains cyclistes entraînés répartissent l’activation des muscles pour limiter la fatigue neuromusculaire (Grappe, 2005). Cela a été confirmé par Hautier et Sarre qui ont montré que le cycliste modifie sa coordination musculaire pour compenser grâce à d’autres muscles les pertes de forces liées à des fatigues locales (Hautier et al. 2000; Sarre et al. 2005). Par ailleurs, il semblerait que la fatigue altère la coordination musculaire notamment des muscles bi-articulaires antagonistes ce qui modifie l’orientation des forces appliqués sur la pédale et donc l’efficacité de la propulsion (cf chapitre 2, paragraphe 3.2) (Hautier et al. 2000). Sous fatigue, à fréquence fixe (90 RPM) et puissance fixe (80% PMA), les forces propulsives exercées sur la pédale durant la descente de celle-ci augmentent de 10%. Cependant, l’efficience lors de la remonté de la pédale est diminuée car les pratiquants ont tendance à laisser reposer leur membre inférieur sur la pédale ce qui crée un moment au niveau du pédalier inverse au mouvement (Sanderson et al. 2003). Nous pouvons déduire de ces résultats que la durée de l’exercice induit une fatigue des muscles fléchisseurs du membre inférieur. Par leur besoin de repos et donc leur passivité, les muscles fatigués réduisent l’efficacité de la propulsion.

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La fatigue est donc un facteur à prendre en compte dans l’élaboration de notre protocole expérimental. Pour éviter ce problème il convient de limiter la durée de l’exercice et le nombre de répétitions.

La composition musculaire : Les fibres lentes (Type I) se polarisent/dépolarisent à une fréquence moyenne inférieure à celle des fibres rapides (type II). Lors d’une contraction isométrique de longue durée, les fibres lentes sont privilégiées avec l’apparition de la fatigue. Les fibres rapides sont les premières à être épuisées. Le profil du signal EMG est très dépendant de la proportion de fibres rapides et de fibres lentes dans les muscles (Orizio et al. 1992; Cerretelli et al. 2002). Les fibres lentes développent 4 fois moins de forces que les fibres rapides tout en présentant une amplitude du signal EMG plus importante (Linssen et al. 1991). La composition de chaque muscle rend difficile la comparaison de l’amplitude du signal EMG entre différents muscles sans normalisation. La puissance développée :

Selon la littérature, en posture classique et à fréquence de pédalage constante, l’augmentation de la puissance développée entraîne une augmentation de l’amplitude du signal EMG mais n’a pas d’influence sur la durée de la contraction musculaire (Jorge et al. 1986; Sarre et al. 2003).

La question fondamentale dans l’étude d’un signal EMG est de déterminer s’il existe une relation entre l’amplitude du signal et la force développée par le muscle. Cette relation a pu être montrée lors de contractions isométriques (Bouisset et al. 1973). Dans des conditions dynamiques, cette relation est beaucoup moins évidente (Liu et al. 1999). Komi (Komi et al. 1976; Komi et al. 2000) a testé le rapport entre l’intensité du signal EMG et la force développée par le muscle grâce à une contraction maximale lors de mouvements excentriques puis concentriques à vitesse contrôlée. Il montre que l’amplitude EMG reste constante malgré la diminution de la force lors du raccourcissement, et l’augmentation de la force lors de l’allongement. Le problème tient dans la non linéarité du rapport entre ces deux variables, la faible reproductibilité et la difficulté de mesurer les forces musculaires in vivo (Marsh et al. 1995; Liu et al. 1999; Seth et al. 2007). L’augmentation de la force est le facteur qui influence de façon importante le niveau d’activité musculaire et notamment pour les muscles bi-articulaires(Ericson et al. 1985). Ericson montre notamment que l’activité EMG du rectus femoris est majorée de 25%. L’augmentation de l’activité EMG est plus influencée par l’augmentation de la force que par l’augmentation de la fréquence de contraction (Citterio et al. 1984). Une des raisons de l’augmentation de l’amplitude du signal EMG pourrait être le recrutement de nouvelles fibres. Certaines études ont tenté de répondre à cette problématique grâce à des modélisations permettant des prédictions de création de forces à partir du signal EMG chez le chat (Herzog et al. 1993). D’autres études proposent des méthodes d’optimisation pour mettre en relation le signal EMG et la force développée (Liu et al.

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1999; Amarantini et al. 2004; Seth et al. 2007). Il semble convenu que l’amplitude du signal EMG représente l’état d’activation des fibres musculaires ce qui est sensiblement différent des forces exercées au niveau des tendons.

La fréquence de pédalage : Bien que la fréquence de pédalage ne soit pas une variable manipulée dans notre étude, il faut cependant préciser quelques éléments concernant son influence sur l’activité EMG. Cette problématique a été le sujet de plusieurs recherches notamment dans le cyclisme (Lucia et al. 2001; Lucia et al. 2004). Neptune (Neptune et al. 1997) montre que l’activité EMG augmente avec la fréquence de pédalage pour les gastrocnemius, biceps femoris et vastus medialis . Cependant, le rectus femoris et le tibialis anterior ne semblent pas être influencés par l’augmentation de la fréquence. D’après Sarre (Sarre et al. 2003), l’activité EMG est plus importante lorsque les fréquences sont faibles (60 Rpm). Lucia (Lucia et al. 2004) précise que pour un cycliste professionnel, l’activité EMG du vatus lateralis et gluteus maximus diminue avec l’augmentation de la fréquence. Neptune (Neptune et al. 1999) montre que l’activité EMG du rectus femoris et du tibialis antérior est minimisée pour une fréquence de 90 tours par minutes. MacIntosh (MacIntosh et al. 2000) confirme que pour 100, 200, 300 et 400W l’augmentation de la fréquence de pédalage entraîne une diminution de l’amplitude du signal EMG. Cependant la fréquence de pédalage qui minimise l’activité EMG augmente avec la puissance. Selon MacIntosh, la fréquence de pédalage qui minimise l’activité EMG est de 70 Rpm à 200W, elle augmente à 86 Rpm à 300W et 99 Rpm à 400W. Enfin, il ne semble pas y avoir de relation entre la fréquence de pédalage préférée par les cyclistes et la minimisation de l’activité EMG (Marsh et al. 1995). En effet, les cyclistes experts ont toujours tendance à choisir des fréquences de pédalage plus faibles que la fréquence théorique optimale (Lucia et al. 2001). En résumé, une fréquence de pédalage faible induit une activité EMG importante. En revanche, une augmentation de la fréquence de pédalage voit diminuer l’amplitude des contractions musculaires. Autrement dit, un pédalage lent est plus pénalisant qu’un pédalage rapide. Si l’on cherche à minimiser l’activité EMG, Il existe une fréquence de pédalage optimale dont la valeur augmente lorsque la puissance augmente. Réduire l’amplitude du signal EMG ne semble pas être le critère d’optimisation visé par les cyclistes professionnels car ils ont tendance à choisir des fréquences plus faibles que la fréquence théorique optimale. Orientation de l’ergocycle et pente réelle.

Pour que l’étude de la propulsion du cycliste en laboratoire se rapproche le plus de la réalité de la pratique, certains travaux se sont interrogés sur l’influence de l’inclinaison de l’ergocycle pour simuler le franchissement de côtes (Li et al. 1998; Millet et al. 2002; Bertucci et al. 2005). Bertucci a étudié le couple moteur entre le pédalage à plat et le pédalage ergocycle incliné (9%) pour une même puissance et fréquence de pédalage (Bertucci et al. 2005). Il n’observe pas de

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différence de couple au niveau du pédalier sauf quand la manivelle est à 45° après le point mort haut. Uniquement pour cet angle, le pédalage avec l’ergocycle incliné présente un couple 25% supérieur.

Nous avons vu dans le chapitre précédent que la position du buste pouvait influencer la technique de pédalage (cinétique et cinématique). La pente lors d’un franchissement de côte a une influence sur la posture en entraînant des adaptations comme le fait de s’avancer sur la selle. Il en résulte des adaptations posturales et de patron d’activité musculaire ce qui a une influence sur la performance motrice (Caldwell et al. 1998). De plus, la pente modifie le placement des centres de gravité et donc l’utilisation des forces non-musculaires (poids des segments). La modification de la posture permet de déplacer les centres de gravité au dessus des points d’appuis et de profiter au mieux des forces non-musculaires dans la propulsion. Cet ajustement ne peut être réalisé que par une adaptation posturale comme par exemple la modification de l’orientation du buste. Or, Too a montré qu’un buste redressé permettait de développer des puissances plus importantes en posture classique (Too 1994). Pourtant, Certaines études ont montré que la pente (de 2% à 12%) n’a pas d’influence sur l’activité EMG à condition que la puissance développée soit fixe (Duc et al. 2008). Ceci confirme les résultats de Li (Li et al. 1998) montrant qu’il n’y a pas de changement significatif de l’activité musculaire des membres inférieurs lorsque l’inclinaison du vélo varie entre 0 et 8%. Les études citées précédemment ont étudié l’effet de la pente sur la propulsion assis. Elles n’ont cependant pas testé les situations de pédalage à plat en danseuse et en monté en danseuse.

1.3 Activité musculaire lors du pédalage

La description de la cinématique du pédalage a été réalisée dans le chapitre précédent. Nous allons utiliser ici les données de la littérature pour décrire l’activité musculaire à l’origine de cette cinématique.

A notre connaissance, il n’y a que deux études qui ont analysé l’activité des membres inférieurs en danseuse (Li et al. 1998; Duc et al. 2008). Ces deux études ne se sont cependant pas intéressées à la problématique de la transition et ne se sont limitées qu’à quelques niveaux de puissances. En comparant la durée et l’intensité du signal EMG entre les postures classiques et danseuses, elles ont posé les bases de l’analyse présente. Li (1998) a montré que l’activité du gluteus maximus (GM, Fig.27), rectus femoris (RF) et tibialis anterior (TA) est significativement plus importante lors de l’utilisation de la posture danseuse. De plus, la durée de la bouffée EMG est plus longue pour le gluteus maximus, le vastus lateralis (VL) et le rectus femoris. Le gastrocnemius (GC) et le biceps femoris (BF) ne semblent pas être influencés par le changement de posture.

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Figure 27 : Schéma fonctionnel. Inspiré de Jorge et Winter (Jorge et al. 1986; Winter 2005)

Duc et al. (2008) confirme la majorité de ces résultats avec quelques différences qu’ils expliquent par l’utilisation de matériels différents et quelques différences dans le protocole expérimental. Ils ont montré une très forte augmentation de l’activité du gluteus maximus et qui a été interprété en terme de stabilisation du bassin. En effet contrairement à Li, Duc donne la possibilité matérielle à ses participants d’effectuer un balancement latéral (Li et al. 1998; Duc et al. 2008). Notre étude limitant les balancements, nous nous concentrerons sur des muscles ayant un rôle plus propulsif. Toutes les études s’accordent sur l’augmentation de l’activité du rectus femoris lors du pédalage en danseuse. C’est un muscle essentiel pour l’extension du genou et la stabilisation du bassin. Son activité est riche d’enseignements sur l’organisation posturale de la danseuse. Son activité semble compléter les efforts effectués par le vastus medialis (VM) et Vastus lateralis qui selon Li travaillent en synergie (Li et al. 1998). Selon certains auteurs, plus de la moitié de l’énergie produite par les vasti est directement reportée sur la manivelle ce qui donne à ces muscles un rôle fondamental dans la propulsion (Zajac 2002). Le rectus femoris semble avoir un rôle essentiel autour du point mort haut où sa contraction permet d’orienter les forces créées (Raasch et al. 1997; Savelberg et al. 2003) et ainsi optimiser l’application de forces sur la pédale et maximiser la création de forces perpendiculaires à la manivelle (cf chapitre 2).

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Les vasti présentent le même type de patron d’activation avant et après le changement de posture, nous nous sommes intéressés plus particulièrement au vaste médian qui est matériellement plus accessible donc permettant des mesures plus précises. Contrairement à Li, Duc montre une augmentation de l’activité du biceps femoris. Il explique cette contradiction par des différences de technique de pédalage. Cependant, le semi-mendinosus, agoniste du biceps femoris, montre au contraire une diminution de son activité EMG. Cette particularité serait due au fait que le semi-mendinosus serait plus un fléchisseur du genou qu’un extenseur de la hanche (Ericson 1988; Raasch et al. 1997). Les muscles bi-articulaires développeraient des moments de valeurs différentes entre les deux articulations mobilisées. Ainsi, le biceps femoris (chef court) serait plus un fléchisseur de la hanche qu’un extenseur du genou (Ericson 1988). La variation de la répartition des moments entre les articulations permettrait de faire varier l’orientation des forces exercées en bout de chaîne articulée (la pédale dans le cas présent). Cela met en exergue le rôle essentiel des muscles bi-articulaires dans l’orientation des forces appliquées par le pied sur la pédale. Cette particularité pour un muscle fondamental du pédalage nous incite à approfondir nos investigations sur le biceps femoris. La littérature ne montre pas de variation d’activité des muscles principaux mobilisant la cheville (Gastrocnemius et tibialis anterior) entre la posture classique et la posture danseuse. Il semblerait que l’augmentation des forces créant un moment au niveau de la cheville en danseuse soit d’origine non musculaire. L’absence de selle en danseuse permettrait à une plus grande partie du poids du corps d’agir sur les pédales augmentant ainsi la force exercée. Il semble convenu que l’augmentation de la force exercée sur la pédale soit en grande partie due à l’augmentation de la masse mis en jeu dans le mouvement (Grappe 2005). Cependant, pour maintenir la cheville, les muscles extenseurs de la cheville doivent augmenter leur activité et ainsi compenser l’action d’une force supplémentaire qui tend à fermer la cheville (poids du tronc etc.). En d’autres termes, l’augmentation du moment au niveau de la cheville lié au poids doit être compensée par l’augmentation du moment lié aux forces développées par les extenseurs de la cheville. La contraction du Gastrocnemius en fin de descente de la pédale (lorsque le genou tend à s’ouvrir) serait préjudiciable à la réalisation du mouvement de pédalage. Cela pourrait expliquer pourquoi il n’y a pas d’augmentation d’activité de Gastrocnemius en danseuse. Cette création de moment au niveau de la cheville devrait être obtenue grâce au Soleus (mono-articulaire) dont l’augmentation de l’activité EMG devrait pouvoir être observée. Il n’est pas rare dans la littérature de n’étudier qu’un muscle pour représenter l’ensemble d’un bloc musculaire. Les particularités des muscles mono-articulaires et bi-articulaires impliquent de faire ce choix avec discernement. Aux vues des résultats de la littérature, il nous semble pertinent d’étudier en particulier 4 muscles mobilisant le membre inférieur :

-Rectus femoris -Vastus medialis -Biceps femoris -Soleus

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Muscles mono-articulaires et bi-articulaires

La réalisation d’une action motrice nécessite de coordonner la contraction de muscles mono-articulaires et bi-articulaires. Leurs rôles respectifs dans la réalisation d’un mouvement de pédalage ont été discutés dans la littérature. Il semble convenu que les muscles mono-articulaires (iliopsoas, vasti, gluteus maximus, biceps femoris short head, tibialis antérior, soleus) aient un rôle principalement propulseur tandis que les muscles bi-articulaires (Biceps femoris long head, rectus fémoris, gastrocnemius) servent majoritairement à modifier l’orientation de la force résultante appliquée sur la pédale (Raasch et al. 1997; Hof 2001; Savelberg et al. 2003). Par l’utilisation de co-contractions, les muscles bi-articulaires seraient à l’origine de la configuration géométrique de la posture. Par la modification de leur patron d’activation, ils optimiseraient l’utilisation des forces créées par les muscles mono-articulaires en changeant l’orientation des forces appliquées sur la pédale. De plus, ils permettraient la stabilisation de la chaîne squelettique en limitant les efforts latéraux et en vrille des articulations (Hirokawa 1991). Sanderson précise que ce rôle de stabilisateur limite le stress exercé sur le genou réduisant ainsi les douleurs au niveau de cette articulation (Sanderson et al. 2000). Raasch ajoute que le rectus femoris (muscle bi-articulaire) sert à assurer la continuité et la fluidité du pédalage notamment au niveau du point mort haut (Raasch et al. 1997). La présence de co-contraction nécessite le travail de muscles sans pour autant entraîner le mouvement. Ce qui a priori semble préjudiciable à la performance peut finalement avoir un rôle bénéfique en amplifiant les forces développées par les muscles mono-articulaires. Suite au travaux de Li, nous savons que l’utilisation de la posture danseuse a plus d’effets sur l’activité des muscles mono-articulaires (GM,VM,TA) que sur les muscles bi-articulaires (Li et al. 1998). Nous ne savons cependant pas comment cela évolue en fonction de la puissance et si les caractéristiques fonctionnelles des muscles ont une influence sur la valeur de la puissance de transition.

Les muscles bi-articulaires répartissent les couples développés de façon inégales entre les articulations mobilisées (Ericson 1988; Raasch et al. 1997). Ainsi les ischios-jambiers créent plus de moments au niveau de la hanche qu’au niveau du genou (Zajac et al. 1989). Les ischios-jambiers sont anatomiquement caractérisés comme extenseurs de la hanche et fléchisseurs du genou. Or, il a été montré dans la littérature qu’une activation du BF pouvait accélérer l’ouverture du genou (anti-fonctionnel) dans la fin de la phase descendante (Ericson 1986; Jorge et al. 1986; Li et al. 2004). De même, il a été observé une contraction du RF (bi-articulaire, fléchisseur de la hanche) au début de la descente de la pédale alors que le moment net de la hanche exprime un effort en extension. La question de la contraction de muscles fléchisseurs (bi-articulaires) durant l’extension d’un membre (contraction « excentrique ») a souvent été sujet de discussion dans la littérature et est associé à la notion de paradoxe de lombard (Lombard 1903; Gregor et al. 1985). Ce paradoxe peut être mis en avant en mettant en relation les caractéristiques fonctionnelles d’un muscle, ses périodes d’activations et le signe du moment au niveau de l’articulation mobilisée. Plusieurs hypothèses ont été avancées pour expliquer ce phénomène.

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Le déplacement circulaire de la pédale durant un cycle de pédalage guide le mouvement du pied. Ainsi, lors de la fin de la phase descente de la pédale, il y a un éloignement entre la pédale et la selle qui se traduit par une extension du membre inférieur. Bien que le biceps femoris soit en activité, l’ouverture du genou durant cette phase serait une conséquence de la contrainte mécanique liée au mouvement circulaire de la pédale. Une autre hypothèse est que la co-activation de muscles antagonistes mobilisant une articulation permettrait de la verrouiller (moment net = 0) ce qui permettrait à un muscle bi-articulaire d’augmenter le moment de la deuxième articulation mobilisée (van Ingen Schenau et al. 1992). La présence d’un « paradoxe » est alors discutable puisque l’action du muscle ne s’oppose pas au moment net de l’articulation.

1.4 Description anatomique et fonctionnelle des muscles étudiés

Rectus femoris (Droit fémoral):

Le rectus femoris appartient au bloc musculaire quadriceps (Vastus medialis + Vastus lateralis + Vastus interior + Rectus femoris). Il est inséré par une extrémité sur la patella et par l’autre sur le bassin (épine iliaque et sillon proche de l’acetabulum). Il s’agit d’un muscle bi-articulaire qui peut provoquer à la fois la flexion de la hanche et l’extension du genou. Lorsque les extrémités tendineuses sont rapprochées du fait de l’ouverture du genou ou de la fermeture de la hanche alors l’action des forces issues de la contraction du muscle mobilise très peu les articulations. De ce fait, le rectus femoris ne crée que peu de moments en ouverture du genou lorsque la hanche est fléchie. Inversement, il crée peu de moments en fermeture de la hanche lorsque le genou est ouvert (Vigué-Martin 2004).

Vastus médialis (Vaste médial):

Le vastus medialis fait partie du bloc musculaire quadriceps. Il est fixé d’une part sur l’extrémité proximale du fémur (ligne inter-throcantérique, ligne aspera, crête médiale supracondylaire, tendon du muscle aductor longus et magnus) et d’autre part sur la patella. Ce muscle mono-articulaire permet d’ouvrir l’articulation du genou.

Biceps femoris (Biceps fémoral) :

Le biceps femoris appartient au bloc musculaire ischio-jambier (Biceps femoris, Semi-membranosus, Semi-tendinosus). Il est composé de deux chefs. Le chef long prend son origine au niveau de la face postérieure de la tubérosité ischiatique de l'os coxal. Le chef court est fixé sur la moitié inférieure de la lèvre latérale de la ligne âpre du fémur. Les deux chefs sont fixés par leurs extrémités distales via un tendon commun sur la tête du péroné et la tubérosité externe du tibia. Ce muscle bi-articulaire agit en ouverture de la hanche et en fermeture du genou. Son action est antagoniste aux muscles du quadriceps.

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Soleus (Soléaire) :

Le Soleus appartient au bloc musculaire triceps sural (Soleus, Gastrocnemius). Son extrémité proximale s’insère sur la face postérieure du tibia et de la fibula. L’autre extrémité est reliée à l'os calcaneum via le tendon d'Achille. La contraction du soleus entraîne l’ouverture de l’articulation de la cheville (flexion plantaire).

1.4.1 Patron d’activation musculaire en posture classique

Certaines études se sont appliquées à simuler le mouvement de pédalage du cycliste grâce à une modélisation du membre inférieur. Raasch propose une modélisation permettant par simulation de réaliser le pédalage grâce à la combinaison d’action de 3 paires d’extenseurs-fléchisseurs antagonistes (Raasch et al. 1999). Dans cette modélisation, les extenseur mono-articulaires de la hanche (GM) et du genou (VL,VM,VI) permettent de réaliser la descente de la pédale. Les fléchisseurs mono-articulaires de la hanche (PS) et du genou (BFsh) agissent pour la remontée de la pédale. Les muscles bi-articulaires mobilisant la hanche et le genou (RF, HAM) ainsi que les fléchisseurs plantaires (GAS,SOL) et dorsaux (TA) de la cheville permettent le franchissement de la zone de transition basse et de la zone de transition haute. Par leurs contractions, les muscles mobilisant la cheville peuvent contrôler sa position mais aussi transférer l’énergie développée par les muscles mono-articulaires mobilisant la hanche et le genou (Raasch et al. 1999).

De nombreuses études se sont appliquées à décrire l’activité des muscles du membre inférieur en posture classique (Jorge et al. 1986; Dorel et al. 2007; Hug et al. 2007). Les résultats observés sont très dépendants du protocole expérimental employé et notamment de la puissance développée par les cyclistes. Il est cependant possible de faire ressortir quelques tendances à propos de l’activation des muscles mobilisant le membre inférieur en posture classique suite à des observations réalisées dans la pratique. Les muscles extenseurs de la hanche et du genou sont activés durant la première moitié de la descente de la pédale. Le gluteus maximus (hanche) est actif durant les 130° qui suivent le passage en position haute de la pédale (Top Dead Center ,TDC, Fig.14). Vastus medialis et lateralis (genou) sont activés du TDC jusqu’à 30° après le passage à l’ horizontal de la manivelle (Ericson 1986; Jorge et al. 1986). Le rectus femoris commence son activité 60° avant le TDC pour finir lorsque la manivelle est horizontale durant la phase propulsive. Le RF est essentiel pour le franchissement de la phase de transition haute. En effet, ce muscle bi-articulaire peut réaliser un effort horizontal orienté vers l’avant condition sine qua non à la création d’un moment au niveau du pédalier durant cette phase. Le Biceps femoris est activé du TDC jusqu’au passage en position basse de la pédale (Bottom Dead Center, BDC, Fig.14). La littérature semble montrer un deuxième patron dans l’activité du biceps femoris très dépendant du cycliste (Hug et al. 2004). Ce deuxième patron montre une activité plus longue des ischio-jambiers commençant au TDC jusqu’à l’horizontale de la manivelle durant le retour arrière. Comme le RF est essentiel au franchissement de la phase de transition haute, le BF joue un rôle fondamental dans la phase

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de transition basse car il permet la création de forces horizontales orientées vers l’arrière ce dont les muscles mono articulaires ne sont pas capables (Hof 2001). Le tibialis anterior agit durant la phase de retour arrière de l’horizontale de la manivelle jusqu’au TDC. Le Soleus est activé durant la première partie de la phase propulsive. Il est actif en même temps que les gastrocnemiens. Le tibialis anterior est actif durant la même période que le rectus femoris durant la deuxième moitié du retour arrière. Selon les auteurs, gastrocnemiens et soleus seraient activés durant la phase où le moment du pédalier est le plus important pour permettre le transfert d’énergie développée par la hanche et le genou vers la manivelle (Zajac 2002).

1.5 Patron d’activation musculaire en danseuse

L’activité des muscles lors de l’utilisation de la posture danseuse a été assez peu étudiée. Cependant les travaux de Li permettent de préciser quelques caractéristiques (Li et al. 1998) (pédalage en danseuse, vélo incliné de 8%, puissance de 250W, fréquence libre).

Le GM commence son activité au niveau du point mort haut (TDC) pour finir 20° avant le point mort bas (BDC). Le BF agit 10° après le GM pour finir 15° avant le point mort bas. Le RF commence son activité lorsque la manivelle est horizontale durant le retour arrière. Il reste actif durant la zone de transition haute pour s’arrêter 60° avant le BDC. Le VL s’active 30° avant le TDC pour finir 15° avant le BDC. Les gastrocnemiens commencent leur activité 50° après le TDC pour finir 60° après le BDC. Les gastrocnemiens aident au franchissement de la zone de transition basse. Le TA s’active 60° avant le BDC et agit durant tout le retour arrière de la manivelle jusqu’à ce que la pédale soit au TDC.

Les résultats obtenus par Li montrent que l’activité du VL et GM sont plus importants en posture danseuse par rapport à la posture classique. Le muscle dont l’activité est significativement plus importante en danseuse est le Rectus Femoris. L’utilisation de la posture danseuse entraîne une augmentation de l’intensité et de la durée des contractions musculaires. De plus, les angles articulaires étant différents, il a été montré une différence de vitesse de fonctionnement ainsi que de longueur musculaire (Caldwell et al. 1998). La différence de stabilité liée à la perte de l’appui sur la selle entraîne une augmentation de l’activité des muscles stabilisant le bassin ainsi que celle des membres supérieurs pour contrôler les oscillations du vélo.

Le placement des mains sur le guidon n’a pas d’influence sur le patron EMG des membres inférieurs (Duc et al. 2008). Cependant, selon que l’on s’appui sur les freins ou en bas du guidon, l’intensité du signal est augmentée au niveau des muscles du tronc et des fessiers tandis que l’activité du rectus femoris est diminuée. L’inclinaison du tronc par rapport à la cuisse (le buste est plus redressé en posture danseuse) a une influence sur l’intensité du signal EMG.

93

2 Matériel et méthode

2.1 Le signal EMG : enregistrement, traitement

2.1.1 Etude de l’amplitude du signal EMG Il existe classiquement deux méthodes pour estimer l’intensité de l’activité musculaire14. La première méthode utilisée dans la littérature consiste en l’étude du « Root Mean Square » (Laplaud et al. 2006; Duc et al. 2008). La seconde consiste à intégrer le signal EMG (iEMG) (Ericson 1986; Jorge et al. 1986). Pour comparer les résultats en termes d’amplitude de l’activité EMG des différents sujets, il est proposé dans la littérature de normaliser les données. Il s’agit d’effectuer le rapport entre les données obtenues lors de l’expérimentation et une valeur de contraction maximale isométrique volontaire mesurée lors d’une pré-manipulation (IMVC) (Ericson 1986). Cette valeur sert de référence pour chaque muscle et pour chaque sujet ce qui est l’idéal pour comparer les différents sujets. Cependant, cette méthode à été critiquée car rien ne garantit que l’IMVC représente parfaitement l’amplitude EMG maximale ce qui peut altérer la signification des données (Mirka 1991). Une autre méthode consiste à normaliser par rapport à l’enregistrement de l’activité musculaire lors d’un pédalage isocinétique maximal préliminaire (Fernandez-Pena et al. 2008). L’avantage est de permettre une mesure de référence de l’amplitude EMG dans des conditions spécifiques à l’activité « cyclisme » et dans une situation proche de celle réalisée durant l’expérimentation. Cette question de normalisation est encore source de discussion et n’a jusqu’alors pas abouti sur un consensus concernant la méthode à adopter. Nous avons réalisé une intégration du signal EMG (iEMG) en normalisant la valeur obtenue par rapport à la valeur maximale obtenue durant l’essai (Burden et al. 1999). La qualité de l’analyse d’un signal EMG dépend de la représentativité du cycle de pédalage étudié (Duc et al. 2006). Nous étudierons donc l’iEMG d’un cycle moyen issu de 5 cycles consécutifs. Si t0 est l’instant du début d’un cycle de pédalage, t1 la fin du cycle et |f(t)| la valeur absolue du signal EMG alors :

| |

Équation 9 : iEMG

Lorsque la fréquence du mouvement varie, le calcul de l’iEMG présenté dans l’équation 9 ne peut être employé. Pour une amplitude du potentiel électrique fixe, plus la fréquence de pédalage

14 Nous utiliserons les notions d’amplitude d’activité musculaire pour désigner l’amplitude du signal EMG sans pour autant faire de lien direct avec les forces musculaires développées. Ce point est discuté par la suite.

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est faible, plus le temps t1-t0 augmente et plus l’iEMG par cycle augmente (selon l’équation 9). Afin de prendre en compte ce phénomène, il est nécessaire d’évaluer l’iEMG moyen par intervalle de temps (Equation 10)15.

| |

Équation 10 : iEMG moyen

2.1.2 Etude de la période d’activation du muscle lors d’un cycle de pédalage

Il s’agit de déterminer le début et la fin d’une période d’activité musculaire ce qui renseigne sur le temps d’activité par rapport au temps total ainsi que la phase du cycle de pédalage où a eu lieu cette activité. La difficulté est de définir le seuil EMG au dessus duquel nous pouvons considérer que le muscle est activé. Selon différents auteurs, le seuil est défini par 15 à 25% du pic EMG ou par 1 à 3 écarts types du signal lors d’une phase de repos (Jorge et al. 1986; Li et al. 1998; Chapman et al. 2006; Chapman et al. 2008). Il existe deux limites à cette procédure. La première est que la détermination du seuil est relativement subjective car l’expérimentateur est souvent obligé de le réajuster (Burden et al. 1999). La deuxième limite tient dans le fait que le seuil évolue au cours de l’expérimentation16 alors que ce dernier est calculé une unique fois lors d’une pré-manipulation. Nous nous sommes inspiré des travaux de Winter(Winter et al. 1997; Winter 2005)pour élaborer un repérage semi-automatique des seuils d’activations (3 écarts types d’une phase de repos) réévalués manuellement pour chaque puissance étudiée.

2.2 Matériel Electromyographie : Le placement des électrodes et la préparation cutanée suivent les directives établies par l’organisation SENIAM (www.seniam.org). Nous avons utilisé un appareil d’enregistrement EMG (Delsys©) avec 2 électrodes monobloc par muscle (DE2.1 barre de détection à simple différentiel 1cm, écart inter-barre 1cm, impédance >1015Ω). Le signal EMG issu des électrodes cutanées est amplifié avec un gain ajustable. L’objectif est d’augmenter la tension du signal pour augmenter la précision lors de la numérisation sans pour autant atteindre la saturation. La zone de placement des électrodes était rasée et nettoyée à l’alcool. Chaque électrode était fixée par un adhésif puis maintenu en place par un bas de contention ne contraignant pas le mouvement tout en limitant les déplacements des fils. Une masse commune est fixée sur le poignet par un adhésif médical composé de gel électrolytique. 15 Certains auteurs parlent d’ iEMGmean . Pour simplifier l’écriture, nous considérons que le terme d’iEMG utilisé par la suite de ce document est obtenu grâce à l’équation 10. 16 La fatigue influence le signal EMG.

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Ergocycle :

L’ergocycle employé est décrit dans le chapitre 2. Les caractéristiques essentielles pour cette étude sont les suivantes : - L’ergocycle permet de développer une puissance constante quelque soit la fréquence de pédalage. La puissance est préprogrammée et l’ergocycle ajuste en temps réel la résistance au pédalage pour maintenir la puissance selon le protocole préétabli. Un écran permet au cycliste de contrôler sa fréquence de pédalage. - L’ergocycle est adapté à chaque participant suivant les mêmes critères de réglages. Nous avons vu que l’inclinaison du buste pouvait influencer l’intensité du signal EMG. Une attention particulière sera portée au placement des mains sur le guidon (appui type VTT) - L’ergocycle mesure le couple appliqué au niveau du pédalier ainsi que la force perpendiculaire à la pédale. La procédure décrite dans le premier chapitre permet de déduire les composantes de forces appliquées sur la pédale (2D). - La selle est équipée d’une jauge de contrainte permettant de mesurer les forces verticales exercées (caractéristiques dans le chapitre 1). - Le guidon est équipé d’une jauge de contrainte pour mesurer les forces verticales appliquées (caractéristiques dans le chapitre 1). Système optoélectronique:

Le système optoélectronique (Vicon® Oxford’s Metrics®, Oxford, UK, 8 caméras) permet d’obtenir les coordonnées (3D) des points caractéristiques de notre modèle d’étude. La fréquence d’acquisition vidéo est fixée à 100Hz (cf Chapitre 2,3.1.1).

Les données issues des appareils analogiques (ergocycle, selle, guidon, EMG) sont numérisées grâce à une carte d’acquisition (1000Hz) synchronisée avec le système optoélectronique.

2.3 Expérimentation L’expérimentation est réalisée auprès de 10 cyclistes pratiquant le cyclisme régulièrement (20km/semaine) sans pratiquer de compétition et n’ayant jamais été entraînés. Ils sont âgés de 24 ±5 ans (± 1 S.D.). Leur taille moyenne est de 1,74 ± 0.16 m et leur poids moyen de 76±8 kg.

Tous les participants ont signé un formulaire de consentement éclairé les informant de l’intégralité de la procédure expérimentale et attestant de leur libre participation.

Initialisation:

Les caractéristiques anthropométriques des participants sont relevées (age, poids, taille, longueur segmentaire). L’ergocycle est réglé pour s’adapter aux particularités morphologiques de chaque participant selon les directives relevées dans la littérature (Belluye et al. 2001; Grappe 2005)17.

17 Détails en annexes

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L’expérimentation débute par une remise à zéro des différents signaux analogiques lorsque les capteurs ne subissent aucune contrainte (réinitialisation des offsets). Nous procédons alors à une vérification des différents facteurs d’échelles (scales18). L’amplification matérielle du signal EMG est réglée pour éviter la saturation du signal grâce à l’enregistrement du signal EMG lors de contractions volontaires maximales après échauffement. L’amplitude du signal suite à l’amplification doit rester dans les limites de fonctionnement de l’appareil d’enregistrement.

Echauffement :

La mise en activité du participant était obtenue par un pédalage de 6 minutes à 80 Watts. Une mesure ponctuelle du rythme cardiaque est effectuée 30 secondes après la fin de l’échauffement pour servir de référence pour les temps de repos (cardio-fréquencemètre, Polar©,T31 coded, Kempele, Finlande). 2 essais de pédalage de 20 secondes (1 en classique à 150Wet 1 en danseuse à 300W) sont réalisés pour estimer la fréquence de pédalage préférée du pratiquant pour chaque posture.

Déroulement: L’ergocycle est paramétré selon un protocole en palier faisant évoluer sa résistance au pédalage. Le protocole établi oblige le participant à augmenter la puissance qu’il développe de 25W toutes les 15 secondes. Son seul impératif est de maintenir une fréquence de pédalage stable pour chaque posture de pédalage employée. Le sujet commence sa propulsion en classique puis passe en danseuse quand il le souhaite et y reste. L’expérience est terminée lorsque le sujet ne peut plus maintenir la fréquence de pédalage ce qui nous permet de déterminer sa puissance maximale.

2.4 Traitement des données Etapes de traitement : Le traitement des données est réalisé par un script Scilab© (www.scilab.org) dont les étapes sont les suivantes. -Découper les différents cycles de pédalage. -Calculer les vitesses et accélérations linéaires et angulaires à partir des données cinématiques. -Lisser les données cinétiques et en déduire les forces. -Traitement des données EMG ; Repérage des débuts et fins d’activation musculaire (Fig. 28), calcul des iEMG par cycle. -Utiliser les données précédentes pour calculer les moments angulaires ainsi que les puissances développées par chaque articulation. -Traitement statistique des résultats et test de significativité. La significativité des résultats a été estimé par un test T de Student pour série de données appariées. Le niveau de significativité a été

18 Rapport entre la tension fournie et la force appliquées sur le capteur. Se référer au chapitre 1 pour plus de détails.

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déterminé pour P<0.05. L’analyse statistique a été réalisée grâce au logiciel STATISTICA©

(Statsoft, Tulsa,USA). Les données analogiques ainsi que les données cinématiques ont été filtrées. Nous avons utilisé un filtre Butterworth passe-bas de second ordre utilisé dans les deux sens pour éviter un décalage du signal comme préconisé par Winter (Winter 2005). Suite à une transformée de Fourier, nous avons déterminé la fréquence de coupure permettant de représenter 95% de l’ensemble du signal.

Méthode de traitement EMG :

La Fig. 28 illustre les différentes étapes du procédé de traitement du signal EMG. A titre d’exemple, les données sont issues de l’activité EMG du rectus femoris pour un participant durant un cycle de pédalage à 250W.

- Chaque cycle de pédalage est découpé (Fig.28a). La ligne de base du signal EMG est repérée durant une portion de repos. Il s’agit de la charge électrique minimale du muscle au repos suite à l’échauffement. Techniquement, elle se situe au niveau de l’axe de symétrie du signal, au niveau de la moyenne de l’amplitude du signal (Fig.28b). Nous pouvons pour la même durée du signal déterminer un écart type qui sert de référence pour déterminer les seuils d’activations musculaires.

- Le signal est redressé (Fig. 28c) pour faciliter la détection du seuil d’excitation musculaire.

- Les seuils d’excitations et de repos sont repérés lorsque l’amplitude du signal dépasse trois écarts types (Fig. 28d). Début et fin d’activation sont moyennés sur les 5 derniers cycles d’un palier (niveau de puissance). Les instants de début et de fin d’activation sont convertis en angles effectués par la manivelle pour en simplifier l’interprétation. Tous les temps d’activations se réfèrent à notre modèle d’étude (Fig. 15) et correspondent à un angle de manivelle dans chaque cycle étudié.

Normalisation et synchronisation de la population :

Tous les sujets n’ont pas atteint le même niveau maximum de puissance et la puissance de transition classique-danseuse n’est pas la même pour tous les sujets. La moyenne des transitions est située à 82 % de la puissance maximale. De plus il n’y a pas le même nombre de paliers avant et après la transition ce qui implique une normalisation pour réaliser une étude de population. Les puissances inférieures à la puissance de transition sont normalisées en fonction de la puissance de transition. Les puissances supérieures à la puissance de transition sont normalisées en fonction de la puissance maximale atteinte ainsi que le rapport moyen de notre population entre le nombre de puissances analysées supérieures et inférieures à la puissance de transition.

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a) b) c)

d)

Figure 28 : Traitement du signal EMG. a) repérage de la ligne de base. b) Correction de l’offset c) redressage du signal d) détermination des débuts et fins d’activation musculaire.

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3 Résultats

3.1 Approche cinétique

3.1.1 Efforts appliqués sur la pédale

Figure 29 : Résultante des efforts appliqués sur la pédale.

Efforts sur la pédale droite durant un cycle de pédalage, moyenne de la population. Evolution en fonction du palier de puissance. La transition entre la posture classique et la posture danseuse a lieu entre le palier n°20 et n°21. La puissance maximale est atteinte au palier 23. Le cycle commence pédale droite orientée vers l’avant. La force est normalisée en fonction de la puissance maximale atteinte au cours de l’épreuve. BDC: Pédale en position basse, TDC : Pédale en position haute.

Comme nous l’avons précisé dans le chapitre précédent, il y a une différence entre le moment appliqué au niveau du pédalier (par définition 100% propulsif) et les forces appliquées sur la pédale. Dans ce chapitre, nous nous intéressons au patron d’activation musculaire permettant de réaliser le mouvement. Pour faire le rapport entre activité musculaire et effort produit, nous avons dû prendre en compte la résultante des efforts appliqués sur la pédale (forces inutiles y compris). La figure 29 présente l’évolution de la force résultante appliquée sur la pédale durant un cycle de pédalage. Cette analyse du cycle de pédalage est réalisée en fonction de la puissance développée par le cycliste. Par cycle de pédalage, l’effort sur la pédale s’effectue selon deux phases. La première phase dite propulsive à lieu durant la descente de la manivelle où la résultante des forces appliquées sur la pédale permet de juger de l’importance des contraintes exercées par le pied. La diminution de l’effort exercé par le pied permet de déterminer la phase

Palier 20

Palier 5

Palier de puissance

100

de repos lors du retour arrière de la pédale. Dans les puissances faibles, l’effort maximal a lieu proche du point mort bas (287°) puis est progressivement anticipé pendant les 6 premiers paliers pour se stabiliser au ¾ de la phase descendante (333°). L’instant de l’effort maximal ne varie pas jusqu'à la transition. La durée de la phase de contrainte augmente avec la puissance. En considérant les forces supérieures à 20% de la force résultante maximale, la durée de la phase de poussée sur la pédale double entre le 5ème palier et le palier précédant la transition (palier 20). L’intensité de l’effort maximal augmente progressivement avec la puissance développée. La moyenne des forces appliquées sur la pédale a été multipliée par 2 suite à la transition vers la posture danseuse. Dans le même temps, la force résultante maximale par cycle a été multipliée par 3. Une forte augmentation de l’effort maximal précède l’avant dernier palier. La valeur de cet effort maximal se stabilise durant les deux derniers paliers malgré l’augmentation de la puissance développée et est suivie de la transition vers la posture danseuse.

La transition vers la posture danseuse a décalé l’instant d’effort maximal sur la pédale de 5° vers le point mort bas. Ce décalage a été conservé jusqu'à la puissance maximale. L’utilisation de la posture danseuse conserve les deux phases (effort et repos) selon des proportions similaires à la posture classique dans les derniers paliers. La phase de repos est retardée et commence 26° plus tard qu’en classique. Le début de la phase d’effort principal est aussi retardé selon les mêmes proportions. Cependant, elle a lieu en deux temps avec un premier effort réalisé de façon synchrone avec le début de l’effort en posture classique. Ce premier effort est marqué par une augmentation de la force résultante appliquée sur la pédale suivie d’une stabilisation de l’effort durant 30° puis le début de la phase propulsive principale. Si l’on considère ce premier effort, la durée de la phase de repos en danseuse a été raccourcie de 24%. L’effort maximal a été augmenté de 51% entre le dernier palier en classique et le premier palier en danseuse. Il a diminué de 6% entre les deux premiers paliers en danseuse puis se stabilise jusqu’à atteindre le palier de puissance maximale.

Les résultats présentés ici servent donc de référence à l’analyse de l’activité électromyographique afin de comprendre l’enchaînement d’actions musculaires à l’origine de la création de forces au niveau de la pédale. Avant cela nous devons étudier l’implication des autres points d’appuis (non mobiles et non propulsifs) qui permettent de réguler l’implication du poids du corps dans la création de la force résultante sur la pédale.

3.1.2 La selle, un informateur pertinent ?

Il n’y a rien de plus évident que l’étude de l’effort appliqué sur la selle pour marquer le passage de la posture classique à la posture danseuse. En effet, l’absence d’appui sur la selle est par définition la caractéristique essentielle de la posture danseuse. Mais l’évolution de cet effort sur la selle permet t’elle d’annoncer ce changement radical de posture ?

101

Figure 30 : Evolution de l’effort appliqué sur la selle. Efforts sur la selle (eZs) au cours d’un cycle de pédalage en fonction de la puissance développée au niveau du pédalier. Un effort de poussée (haut vers bas) sur la selle crée une force positive. La force exercée sur la selle est normalisée en fonction de la force maximale exercée durant toute l’épreuve. Chaque cycle représenté correspond à la moyenne des 5 deniers cycles de chaque palier de puissance. Le point mort haut (TDC) et le point mort bas (BDC) de la pédale droite sont signalés pour créer un repère sur le cycle de pédalage. Uniquement sur la figure 30, la puissance maximale est au premier plan et la puissance minimale est en arrière plan.

Le changement de posture marqué par l’absence d’appui sur la selle a lieu entre le 20ème et le 21ème palier ce qui correspond (en moyenne) à 87% de la puissance maximale développée par notre population. Dans l’ensemble, la moyenne des forces verticales exercées sur la selle par cycle tend à diminuer avec l’augmentation de la puissance. Cela indique que plus la résistance de l’ergocycle augmente, plus la quantité de masses mises en jeu dans la propulsion augmente. L’action du poids induit par les masses corporelles situées au dessus des hanches était compensée par la réaction de la selle ce qui ne pouvait en aucun cas agir sur la propulsion. La mesure de la réaction de la selle effectuée ici montre que plus la puissance augmente plus les forces issues du haut du corps sont reportés vers les pédales et le guidon19. L’analyse par palier permet de mettre en avant quelques phénomènes intéressants. Lorsque les puissances développées sont faibles, l’appui sur la selle a lieu durant la deuxième moitié de la phase propulsive du cycle. Considérant qu’à chaque demi-cycle, une des deux pédales est en phase propulsive, nous observons donc deux cycles d’efforts sur la selle par cycle d’une pédale. A partir du 11ème palier, les phases d’appuis sur la selle tendent à se décaler vers le point mort bas

19 La répartition des efforts entre les pédales et le guidon sera discutée dans les paragraphes suivants.

Palier 20

Palier 11

102

puis retardent de plus en plus jusqu’à la transition de posture au 20ème palier. Juste avant la transition l’appui sur la selle a lieu lorsque qu’une pédale est en début de phase de retour et l’autre en début de phase descendante. L’appui sur la selle est décalé d’un quart de tour entre la puissance la plus faible et la puissance de transition.

Il faut noter une légère augmentation de la force verticale appliquée sur la selle durant les deux derniers paliers avant la transition alors qu’elle diminuait progressivement avec l’augmentation de la puissance. Cela montre la nécessité de reposer les membres inférieurs et annonce le changement de posture.

3.1.3 Efforts sur le guidon

Figure 31 : Forces exercées sur le guidon. Résultante des forces exercées verticalement (eZ) sur le guidon. Un effort de poussée sur le guidon (haut vers le bas) crée une force positive tandis qu’un effort de traction (bas vers le haut) crée une force négative.

La force exercée sur le guidon en classique est toujours positive donc l’effort exercé par les mains sur le guidon est toujours orienté du haut vers le bas.

Par réaction cela crée un soulèvement du corps qui ne permet pas de développer des forces propulsives dans la phase descendante de la pédale. Pour les premiers paliers en classique, nous observons les mêmes résultats que dans le chapitre précédent. L’effort sur le guidon a lieu lorsqu’une pédale est en fin de phase descendante et que l’autre pédale est en fin de retour arrière

Palier 20

Palier 11

Puissance

103

(317°, 134°). Avec l’augmentation de la puissance, la zone d’effort maximal est progressivement retardée vers le point mort bas et le point mort haut. Nous observons deux cycles d’effort sur le guidon par cycle de pédalage. L’amplitude du cycle d’efforts sur le guidon est faible en classique. L’appui minimal par cycle n’est inférieur que de 18% par rapport à l’appui maximal. Cette amplitude reste faible jusqu’à la transition vers la posture danseuse au 20ème palier (14% au 10ème palier, 17% au 20ème palier). Si l’on se réfère à la résultante des efforts appliqués sur la pédale (paragraphe 3.1), nous pouvons remarquer que l’appui sur le guidon a lieu lorsque les efforts sur la pédale sont les plus importants. La valeur moyenne de l’appui sur le guidon diminue progressivement avec l’augmentation de la puissance alors que dans le même temps l’effort sur la pédale augmente. Jusqu’à 87% de la puissance maximale (transition), la valeur moyenne de la force verticale appliquée sur le guidon est divisée par 2,5 tandis que la moyenne des efforts sur la pédale est multipliée par 2 (la résultante maximale est multipliée par 5). L’effort maximal sur le guidon avant la transition a une valeur proche de la moitié de l’effort maximal à faible puissance. Considérant que dans le même temps, les efforts sur la selle diminuent avec l’augmentation de la puissance, les efforts sur le guidon sont donc reportés vers les pédales. Durant les 3 derniers paliers avant la transition, l’effort minimum sur le guidon est quasi nul tandis que l’effort maximal se stabilise.

La transition vers la posture danseuse crée des changements dans les périodes des cycles d’efforts sur le guidon. L’effort maximal à lieu dans la même phase du cycle mais la durée de l’appui est plus long. Les phases de repos (effort sur le guidon <10% de l’effort maximal) représentent 21% d’un cycle de pédalage durant le 21ème palier en danseuse alors qu’elles représentaient 49% d’un cycle de pédalage au 20ème palier en classique. L’effort maximal sur le guidon en danseuse suit de quelques degrés l’effort maximal appliqué sur la pédale. L’appui sur le guidon a lieu durant le début de la transition basse du cycle de pédalage. Le rôle de cet appui sur le guidon n’est pas lié à la facilitation de la propulsion.

Nous pouvons remarquer une courte période d’effort négatif sur le guidon (203° à 147° au 23ème palier) lorsque les pratiquants ont eu tendance à tirer sur le guidon durant le palier maximum qu’ils ont pu atteindre. Cette légère phase de traction est synchronisée avec l’augmentation de la force résultante appliquée sur la pédale gauche. En nous référant aux données des efforts appliqués sur la pédale, nous savons que la phase de traction sur le guidon autours de 360° est synchronisée avec la poussée de la pédale droite. Inversement, la traction sur le guidon autour de 180° est synchronisée avec la poussée de la pédale gauche. Nous observons une légère asymétrie dans l’amplitude de la traction sur le guidon entre ces deux périodes. Nous observons que la traction est plus faible lorsque la pédale droite est en phase propulsive. Nos participants présentent une légère asymétrie, la faiblesse de la jambe gauche est compensée par la traction plus importante sur le guidon.

104

3.1.4 Moments articulaires

Figure 32 Moments articulaires. Moments moyen de la population au niveau de la hanche, du genou, de la cheville. Evolution durant un cycle de pédalage en fonction de la puissance développée.

0

0

0

Transition

Transition

Transition

105

Les interactions mécaniques entre le cycliste et le vélo étudiées dans les sections précédentes sont d’une part liées à l’augmentation de la résistance de l’ergocycle, mais sont surtout liées aux forces développées dans la chaîne articulée formée par le cycliste. Les efforts mesurés aux différents points de contacts sont liés aux efforts en ouverture ou fermeture des différentes articulations. Les moments articulaires permettent d’estimer la tendance d’une articulation vis-à-vis de son ouverture ou de sa fermeture. La combinaison de ces différents moments articulaires permet la création de forces en bout de chaîne ce que nous avons pu observer au niveau de tous les points de contacts et notamment au niveau de la résultante des forces appliquées sur la pédale. Dans le chapitre précédent nous nous sommes intéressés à l’évolution des moments articulaires en fonction de la puissance développée pour juger de la pertinence de cet indicateur sur le choix de posture. Ici, nous avons cherché comment l’évolution des moments articulaires pouvait amener au changement de posture qu’est la transition classique/danseuse.

La hanche :

L’effort au niveau de la hanche durant un cycle de pédalage se déroule en deux phases. Dans une première phase, l’effort au niveau de la hanche tend vers son ouverture. C’est la phase la plus longue. Pour les faibles puissances, elle démarre dans la deuxième moitié du retour arrière de la pédale (170°) pour finir quelques degrés avant le dernier quart de la phase descendante (324°). Avec l’augmentation de la puissance, la durée de cette phase est augmentée. La fin de cette phase se décale progressivement vers le point mort bas (54° en 19 paliers) tandis que le début de cette phase est progressivement décalé vers le point mort haut (20°en 19 paliers). L’effort en extension augmente durant le passage de la pédale en position haute, décroit légèrement au niveau du premier quart de la phase descendante puis augmente fortement dans la phase propulsive principale et atteint son maximum lorsque la manivelle est horizontale. Le profil global du moment de la hanche ne varie que faiblement avec l’augmentation de la puissance. La valeur du moment maximal en extension augmente progressivement avec la résistance de l’ergocycle alors que le moment maximal en flexion ne varie pas. Le moment en extension intervient durant la phase propulsive principale, lorsque la résultante des efforts appliqués sur la pédale tend vers son maximum. L’effort en flexion de la hanche aide à la remontée de la pédale. L’effort en extension agit plus dans la propulsion que l’effort en flexion (intensité 3 fois plus importante). La transition vers la posture danseuse n’agit que faiblement sur le profil global des moments de la hanche. Les durées des phases d’extension et flexion ne varient pas cependant le moment maximal en flexion est anticipé de 20° et le moment en ouverture est plus important. La transition vers la posture danseuse permet à la hanche de conserver un moment en ouverture pour une durée plus importante. L’angle parcouru entre le moment en ouverture maximal et le début du moment en fermeture est de 27° pour le dernier palier en classique contre 95° pour le premier palier en danseuse.

Le genou :

Le genou agit essentiellement durant la phase propulsive du cycle. Quelque soit la puissance développée, le moment du genou est proche de zéro durant la phase de retour arrière de la

106

pédale. Durant le premier quart de la phase descendante de la pédale les moments du genou expriment un effort en ouverture ce qui représente l’effort propulsif principal pour les faibles puissances. Le moment maximum en extension est obtenu pour un angle de 24° qui a peu varié avec l’augmentation de la puissance. La valeur du moment maximum en extension a cependant augmenté régulièrement avec l’augmentation de la puissance. Le moment maximum en ouverture est atteint dans la deuxième moitié de la phase descendante (320°) et est légèrement anticipé avec l’augmentation de la puissance (13° en 19 paliers). La valeur du moment en fermeture du genou est multipliée par 4 entre la puissance la plus faible et la puissance de transition tandis que le moment en ouverture est doublé dans le même temps. L’effort en fermeture du genou devient l’effort principal avant la transition vers la danseuse.

Suite à la transition, nous observons une augmentation du moment en fermeture ainsi qu’un décalage du moment maximal de 15° vers le point mort bas. Le moment maximum en ouverture ne varie pas avec le changement de posture cependant il est retardé de 12° vers l’horizontale de la manivelle. Nous pouvons noter la présence d’un moment en fermeture du genou au niveau du point mort haut précédant la phase d’ouverture principale.

La cheville :

L’effort au niveau de la cheville a lieu en flexion plantaire. Cette action en ouverture de la cheville se déroule durant la descente de la pédale. Dans les faibles puissances le moment maximum en ouverture était proche du point mort bas. Avec l’augmentation de la puissance il est progressivement anticipé (-36°) pour avoir lieu avant le dernier quart de la descente de la pédale. La durée de cette phase (où le moment exprime un effort en ouverture) est augmentée comme le marque le recul du début de cette phase durant les 20 paliers qui précèdent la transition. Au niveau du 5ème palier, le début de cette phase était proche de l’horizontale de la manivelle pour progressivement se rapprocher du point mort haut. Nous observons un recul de 30° du début de cette phase avec l’augmentation de la puissance. Le moment maximum de la cheville est multiplié par trois entre les faibles puissances et la puissance de transition. Le moment minimum a lieu lorsque la manivelle passe à l’horizontale durant le retour arrière. Avec l’augmentation de la puissance, cet effort minimum tend à se rapprocher de zéro ce qui exprime la quasi disparition de l’appui sur la pédale lors de la remontée de celle-ci. Nous confirmons ce résultat en se référant aux mesures des efforts sur la pédale présentés dans la section précédente (3.1).

La transition vers la posture danseuse ne crée pas de décalage temporel du moment maximum mais sa valeur est doublée (+97%). Il a augmenté de 15% durant les trois derniers paliers en danseuse. La durée de cette phase d’effort est augmentée suite à la transition et dépasse le point mort bas ce qui n’était pas le cas durant le dernier palier en classique. Le moment minimum lors de la remontée de la pédale a augmenté suite à la transition puis réduit progressivement durant les derniers paliers en danseuse.

107

3.1.5 Puissances articulaires

La figure 33 illustre les puissances développées en moyenne par notre population au niveau de chaque articulation en fonction de la puissance développée au niveau du pédalier.

Figure 33 : Puissances articulaires. Puissances développées par chaque articulation en fonction de la puissance développée au niveau du pédalier. La puissance au niveau du pédalier est normalisée en fonction de la puissance maximale développée. La puissance maximale correspond à la puissance où le participant n’a pu maintenir la fréquence de pédalage. La puissance articulaire est normalisée en fonction de la puissance articulaire maximale développée, toutes articulations confondues.

La hanche :

La puissance développée au niveau de la hanche augmente progressivement avec l’augmentation de la puissance développée au niveau du pédalier. Dans une première phase, l’augmentation est quasi-linéaire jusqu’aux 2/3 de la puissance maximale au niveau du pédalier (augmentation de 115% de la puissance articulaire entre les résistances les plus faibles de l’ergocycle et la puissance de transition). Un ralentissement suivi d’une légère diminution de la puissance articulaire a lieu jusqu’à 80% de la puissance maximale. Suite à la transition vers la posture danseuse la puissance de la hanche augmente brutalement. Elle atteint son maximum 2 paliers

- Hanche - Genou - Cheville

Transition

Pmax

108

avant la limite maximale de puissance que peut développer le cycliste au niveau du pédalier. Nous pouvons observer une légère diminution de la puissance de la hanche sur les 2 derniers paliers avant la transition. Cela confirme les résultats obtenus dans le chapitre précédent où la puissance articulaire de la hanche est augmentée à la fois par l’augmentation de la résistance de l’engin mais aussi par le changement de posture. Le ralentissement de la croissance de la puissance de la hanche annonce le changement de posture.

Le genou :

La puissance développée par le genou croît de manière proportionnelle avec l’augmentation de la résistance de l’ergocycle. Sa valeur double entre le début de l’expérimentation et la zone de transition à 83% de la puissance maximale. Le passage de la posture classique vers la posture danseuse crée une augmentation brutale de la puissance articulaire du genou. La puissance articulaire augmente alors de 20% en deux paliers. Cette augmentation de puissance s’estompe à 90% de la puissance maximale. Il s’en suit une légère diminution de la puissance articulaire jusqu'à la limite de puissance maximale développée au niveau du pédalier.

La cheville :

Lorsque la résistance de l’engin est faible, la puissance moyenne par cycle développée par la cheville reste minime en comparaison avec les puissances du genou et de la hanche (10% Pmax vs 38% Pmax pour le genou et 42% Pmax pour la hanche en début d’expérience). La puissance de la cheville reste stable jusqu’à 1/4 de la puissance maximale développée au niveau de l’ergocycle. Elle augmente ensuite de façon linéaire jusqu’au moment de la transition (sa valeur a alors doublé). Le passage en danseuse crée une très forte augmentation de la puissance au niveau de la cheville. La puissance est multipliée par 4 en 3 paliers. Il s’en suit une stabilisation de puissance au niveau de la cheville puis une légère augmentation semblable à celle observée en classique. La puissance maximale de la cheville est développée au dernier palier juste avant que le pratiquant ne soit plus apte à réaliser le pédalage.

3.2 Analyse de l’activité EMG de 4 muscles essentiels à la propulsion

3.2.1 Périodes d’activation des muscles du membre inférieur droit

Rectus femoris :

La figure 34 est constituée de deux représentations de l’activation du rectus femoris durant un cycle de pédalage en fonction du palier de puissance (moyenne de notre population). La représentation de gauche présente les débuts (noir) et fins d’activations (rouge) en facilitant le repérage des durées des phases de contraction (en bleu) et des phases de repos. Chaque colonne représente un palier dont la valeur de la puissance augmente jusqu’au palier n°23. La transition de la posture classique vers la posture danseuse a lieu entre le palier n°20 et le palier n°21. BDC : Pédale en position basse ;TDC : Pédale en position haute.

La représentation de droite affiche les mêmes données grâce à des cercles concentriques. Chaque anneau représente un palier, plus l’anneau est loin du centre, plus la puissance est importante. Le cercle rouge sépare les paliers 20 et 21 ce qui représente la transition de la posture classique vers la posture danseuse. Cette représentation facilite la correspondance entre la phase d’activation musculaire et la position de la manivelle durant le cycle de pédalage.

109

Lorsqu’il n’y a peu de résistance de l’ergocycle (palier 1) la contraction du Rectus Femoris (RF) commence une dizaine de degrés après le point mort haut (82° Fig.34) et s’arrête quelques degrés après le passage horizontal de la manivelle. D’un point de vue fonctionnel, la contraction du Rectus Femoris entraîne la fermeture de l’articulation de la hanche et l’ouverture du genou. L’action en ouverture du genou permet de débuter la descente de la pédale et d’entamer la phase propulsive principale du cycle. Avec l’augmentation de la puissance, les temps d’activités du Rectus Femoris expriment différentes phases. Jusqu’au palier numéro 5, l’activité du RF commence de plus en plus tôt (20° avant le point mort haut). Le passage du point mort haut nécessite de fermer la hanche dans un premier temps pour monter le pied puis d’ouvrir le genou une fois le TDC franchit. Le Rectus Femoris est en activité pour franchir la zone de transition haute. Dans le même temps, l’arrêt de l’activité du RF est retardé et s’approche du point mort bas (jusqu’au palier 8). Il en résulte une augmentation de plus de 40°de la durée d’activité du muscle en 5 paliers. Cette durée totale reste fixe jusqu’au palier 20 où à lieu la transition de la posture classique vers la posture danseuse. Nous pouvons cependant remarquer un décalage, faible mais régulier de la phase d’activité entre les paliers 8 et 20 (les débuts et fin d’activation sont anticipés de 10° en 12 paliers). Suite au passage en posture danseuse, la durée d’activité du RF est encore augmentée. Le début d’activité est encore anticipé (20°) et met 2 paliers pour se stabiliser. La fin d’activité est reculée de plus de 35° vers le point mort bas ce qui rend le RF actif durant la totalité de la phase propulsive. La durée d’activité du RF semble se stabiliser malgré l’augmentation de la résistance de l’ergocycle jusqu’à la puissance maximale. Le RF est alors actif durant 58% du cycle de pédalage.

Vastus medialis : Le vastus medialis (VM, Fig.35) agit en synergie avec le RF pour l’ouverture du genou. Pour les faibles puissances, il entre en activité plus de 30° après le TDC ce qui montre son absence d’intervention dans le franchissement de la phase haute du cycle. Cependant, son activation a lieu en plein milieu de la phase propulsive ce qui confirme le rôle de ce muscle dans la création de forces propulsives grâce à l’ouverture du genou. Le début d’activation du VM est progressivement anticipé avec l’augmentation de la puissance développée. Nous observons un décalage de plus de 90° entre les puissances faibles et la puissance de transition. Au 20eme palier, l’activation a lieu 60 degrés avant le point mort haut. Avec l’augmentation de la résistance de l’ergocycle, le VM intervient de plus en plus tôt dans la phase haute du cycle pour aider la rotation de la manivelle dans cette phase peu propulsive. La fin d’activation du VM varie très peu avec l’augmentation de la puissance et reste très proche de l’horizontale de la manivelle. Elle ne se décale que d’une dizaine de degrés vers le point mort bas en 20 paliers. Suite au passage en danseuse, le début d’activation du VM reste au même niveau qu’en classique malgré une cinématique très différente. Cependant, la fin d’activation est fortement décalée vers le point mort bas rallongeant le temps d’activité de plus de 50°. Les 2 derniers paliers montrent une forte stabilité du patron d’activité du VM malgré l’augmentation de la puissance. La durée d’activité du VM représente 61% du cycle ce qui est similaire avec le RF (dont il est synergique) qu’il précède dans le cycle d’une dizaine de degrés.

110

Biceps femoris : Le biceps femoris (BF, Fig.36) est antagoniste au RF et VM. Par sa contraction, il entraîne la fermeture du genou et l’ouverture de la hanche. L’activation du BF débute 25° avant le passage à l’horizontale de la manivelle. Le point de début d’activation est très peu influencé par l’augmentation de la résistance de l’engin. Pour les faibles puissances, l’activation du BF s’arrête 15° avant le point mort bas. La fin d’activation est progressivement retardée avec l’augmentation de la puissance jusqu’à 35° après le BDC (50° en 20 paliers). Cela met en avant l’utilisation du BF pour faciliter le passage de la zone de transition basse lorsque la puissance devient importante. Cette fin d’activité reste stable durant les 5 paliers qui précèdent la transition. Suite au passage en posture danseuse, la durée d’activité du BF diminue notablement. La durée d’activité du BF ne représente plus que 30% du cycle en danseuse alors qu’elle était de 50% juste avant la transition. Le début d’activation a lieu plus tard (20° avant l’horizontale de la manivelle). La fin d’activation a lieu plus tôt (20° avant le BDC alors qu’elle avait lieu 45° après le BDC lors du dernier palier en classique). L’activation du BF en danseuse dans les plus fortes puissances est identique à son activation en classique dans les faibles puissances. Non seulement les durées d’activités sont identiques mais les instants de début et fin d’activité aussi. En observant les temps d’activations du BF et RF nous pouvons remarquer la complémentarité fonctionnelle de ces deux muscles antagonistes. En classique, l’ouverture du genou par la contraction (entre autres) du RF permet le passage de la phase haute du cycle et d’entamer le début de la phase propulsive. Une phase de co-contraction de 50° a lieu entre les antagonistes. Le genou qui est en ouverture doit agir en fermeture 20° après le passage de la manivelle à l’horizontale (cf chapitre 2). Or, c’est à ce moment que l’activité du BF permet de fermer le genou tout en ouvrant la hanche. Cela a pour effet de baisser le pied dans la fin de la phase de poussée tout en le tirant légèrement vers l’arrière pour franchir la phase de transition basse.

Soleus :

La contraction du soleus permet l’ouverture de la cheville (ou flexion plantaire). Les résultats montrent que son implication dans le mouvement est modérée. En classique, son activation a lieu 25° avant le passage à l’horizontal de la manivelle et s’arrête 25° après lorsque la puissance développée est faible. Le soleus n’agit que lorsque la pédale est en phase propulsive principale, lorsque tous les muscles propulseurs sont en activité. La durée d’activation du soleus augmente avec la puissance développée au niveau du pédalier. En classique cette augmentation a lieu selon 2 étapes distinctes. Jusqu’au 11eme palier, l’activation du soleus est progressivement anticipée de 20°. La fin d’activation est dans le même temps retardée de 15°. Jusqu’à la transition (palier 20), l’anticipation du début d’activation est beaucoup plus faible tandis que le retardement de la fin d’activation est quasi stoppé. Au dernier palier avant la transition, le début d’activation a lieu 70° avant le passage à l’horizontale de la manivelle et la fin d’activation a lieu 50° après. Le soleus est en activité durant 1/3 du cycle de pédalage. Suite à la transition, l’activité du soleus est anticipée de quelques degrés et reste stable jusqu’à la puissance maximale. La fin d’activation est retardée de plus de 20° et n’est plus qu’à 15° du point mort bas (BDC). Le soleus est donc en activité durant la quasi-totalité de la descente de la pédale.

111

Rectus femoris :

Période d’activation musculaire ; Début d’activation ; Fin d’activation

Figure 34 Période d’activation du rectus femoris

(cf section 3.2.1 p108 pour plus de détails)

1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18 19 20 21 22 23360

300

240

180

120

60

0

Numéro du cycle

Pos

ition

de

la p

édal

e

Rectus Femoris

TDC

BDC

Transition

360° 180° 1

23

BDC 270°

TDC 90°

Sens

de

rota

tion

de la

man

ivel

le

Début d’activation

Fin d’activation

Sens de rotation de la manivelle

Fin d’activation

Transition

Palier de puissance

Paliers

Ang

le d

e la

man

ivel

le (°

)

112

Vastus medialis :

Période d’activation musculaire ; Début d’activation ; Fin d’activation

Figure 35 : période d’activation du vastus medialis

1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18 19 20 21 22 23360

300

240

180

120

60

0

Numéro du cycle

Pos

ition

de

la p

édal

eVastus medialis

TDC

BDC

Transition

360° 180°

BDC 270° Palier de puissance

TDC 90° A

ngle

de

la m

aniv

elle

(°)

Sens de rotation de la manivelle

Transition

113

Biceps femoris :

Période d’activation musculaire ; Début d’activation ; Fin d’activation

Figure 36 : Période d’activation du biceps femoris

1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18 19 20 21 22 23360

300

240

180

120

60

0

Numéro du cycle

Pos

ition

de

la p

édal

e

Biceps femoris

TDC

BDC

Transition

360° 180°

BDC 270°

TDC 90°

Palier de puissance

Ang

le d

e la

man

ivel

le (°

)

Sens de rotation de la manivelle

Transition

114

Soleus :

Période d’activation musculaire ; Début d’activation ; Fin d’activation

Figure 37 : Période d’activation du soleus.

1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18 19 20 21 22 23360

300

240

180

120

60

0

Numéro du cycle

Pos

ition

de

la p

édal

eSoleus

TDC

BDC

TransitionTDC 90°

BDC 270°

360° 180°

Palier de puissance

Ang

le d

e la

man

ivel

le (°

)

Sens de rotation de la manivelle

Transition

115

3.2.2 Amplitude de l’activité EMG des membres inférieurs

Bien que la signification exacte du signal électromyographique ne soit pas clairement établie (cf introduction), nous pouvons considérer l’intégration du signal EMG comme une intensité de contraction musculaire. Cependant, il n’y a pas de relation directe entre intensité de l’iEMG et valeur de la force exercée au niveau du tendon. L’intégration du signal électromyographique permet de juger de l’implication d’un muscle dans la réalisation du mouvement. L’iEMG maximal utilisé ici correspond au maximum de potentiel électrique moyen par cycle que le muscle a réalisé au cours de l’expérimentation20. La figure 38 présente les EMG intégrés moyens de notre population pour chaque palier de puissance.

Rectus femoris

L’intensité du signal EMG croît avec l’augmentation de la puissance développée au niveau du pédalier (Fig.38a). Nous pouvons observer deux phases liées à des accroissements de la pente différents. Jusqu’au 17eme palier, l’iEMG croît de manière relativement linéaire (17 paliers pour atteindre 60% de l’iEMG max). Nous observons alors une rupture de pente entraînant un accroissement de nouveau quasi linéaire mais selon une pente plus importante (6 paliers pour les derniers 40% qui séparent de l’iEMG max). L’iEMG maximum du rectus femoris est atteint lorsque la puissance est maximale. La transition de la posture classique vers la posture danseuse entre le 20eme et le 21eme palier n’a pas d’influence sur l’accroissement de l’iEMG du rectus femoris.

Vastus medialis

L’iEMG du vastus medialis augmente avec la puissance selon une évolution semblable à une courbe exponentielle. Proche de 15% de l’iEMGmax dans les faibles puissances (jusqu’au palier 9 Fig.38b) elle croît alors de manière plus importante à chaque palier jusqu’au palier 16 puis suit une progression relativement linéaire mais de pente plus importante jusqu’à l’iEMGmax. L’iEMGmax du vastus medialis est atteint lorsque la puissance développée est maximale. Le passage en posture danseuse semble légèrement ralentir l’augmentation de l’iEMG.

20 L’iEMG max ne doit pas être systématiquement confondu avec ce qui pourrait être nommé l’iEMG max théorique qui correspond au potentiel électrique maximum que le muscle est capable de créer lors d’une contraction volontaire isométrique. Il est cependant possible que l’iEMG présenté ici atteigne l’iEMG max théorique.

116

a) b)

c) d)

Figure 38 : Intégration de l’activité EMG. IEMG par palier de puissance développée. Moyenne et écart type de la population. L’EMG intégré est normalisé en fonction de l’iEMG maximum. * P<0.05

Rectus femoris Vastus medialis

Biceps femoris Soleus

Pmax Pmax

Pmax Pmax

* *

117

Biceps femoris

L’iEMG du biceps femoris croît de façon assez faible (+15% iEMG max Fig.38c) jusqu’au 10eme palier. Elle augmente brutalement pendant 2 paliers puis se stabilise jusqu’au 16eme palier (+20% iEMG max en 2 paliers Fig.38c). Il en suit une nouvelle augmentation brutale qui permet d’atteindre l’iEMG max 2 paliers avant la transition en posture danseuse. Le passage en danseuse crée une chute importante du l’iEMG exprimant une forte diminution de l’activité électrique de ce muscle. Nous observons en classique un accroissement anormal de l’activité EMG au niveau du 11eme palier. Cette rupture dans l’iEMG (déjà observé dans les résultats précédents) semble marquer un seuil.

Soleus

Jusqu’au 10ème palier, l’iEMG du soleus croît de quelques pourcents. A partir du 11ème palier l’iEMG croît selon une courbe semblable à une courbe de type exponentielle (Fig.38d). Elle augmente jusqu’au 20ème palier où elle représente 60% de l’iEMG max. Le passage en danseuse crée une forte augmentation de l’iEMG qui atteint 87% de l’iEMGmax. Elle croît alors régulièrement pour atteindre son maximum lors du dernier palier. Les résultats montrent que le soleus est assez peu utilisé par la posture classique, Il n’augmente que de 30% de l’iEMG max en 20 paliers alors qu’il augmente de presque 25% de l’iEMGmax en 1 palier suite à la transition en danseuse.

4 Discussion

Le but de ce travail était d’étudier la transition de la posture classique vers la posture danseuse afin de comprendre les raisons d’un tel comportement. Le postulat de départ était qu’un cycliste ayant libre choix de posture prendra celle qui est la plus aisée. Nous savons d’après la littérature que la cinématique, la cinétique et la coordination musculaire peut varier en fonction de la puissance développée (Stone 1990; Alvarez et al. 1996; Brown et al. 1996; Caldwell et al. 1998; Li et al. 1998). Le problème ici est de déterminer la logique de cette évolution ce qui permettrait de comprendre pourquoi le cycliste procède t’il à la transition vers la posture danseuse ? Quel est l’élément limitant de cette évolution en posture classique qui disparait lorsque l’on utilise la posture danseuse ? Nous posons l’hypothèse que le cycliste adapte sa coordination musculaire face à l’augmentation de la contrainte pour créer plus de forces propulsives en minimisant l’accroissement de l’activité musculaire. Ces adaptations seraient limitées par les caractéristiques géométriques de la posture classique ce qui entraînerait la transition vers la posture danseuse pour permettre une nouvelle coordination. La transition serait marquée par la diminution de l’activité de certains muscles. Le chapitre précédent a permis d’orienter notre recherche vers certaines variables que nous avons testées ici. Nous avons pu voir que les critères mécaniques pouvaient expliquer le comportement du cycliste dans les faibles puissances. Il a cependant été plus difficile de justifier pourquoi la posture danseuse était privilégiée dans les fortes puissances. Il est ressorti

118

de la discussion qu’une étude des efforts appliqués sur la selle pouvait fournir des informations sur l’utilisation de cet appui afin de réguler les facteurs inertiels impliqués dans le mouvement. De plus, il semblait pertinent d’étudier le patron d’activation musculaire pour tester s’il existait une limite à l’adaptabilité de la posture classique face à l’augmentation de la contrainte. Existe-t-il des ruptures dans l’évolution de la coordination musculaire au moment de la transition vers la posture danseuse ? Y-a-t il des phénomènes annonciateurs de cette limite ?

La discussion s’articulera autour de deux lignes directrices.

‐ L’analyse de la cinétique permet de relever des indices sur la stratégie d’adaptation de la posture classique. Elle permet de plus de relever des informations annonciatrices de l’imminence de la transition.

‐ L’évolution de l’activité musculaire à l’origine de cette cinétique peut expliquer ce changement spontané de posture. En faisant le lien entre activité musculaire et conséquences mécaniques, nous allons discuter de l’intérêt de l’étude de l’activité musculaire pour comprendre le phénomène de transition.

4.1 Cinétique :

Les mesures effectuées sur la selle nous fournissent plusieurs informations. L’utilisation de l’appui sur la selle renseigne sur l’implication des masses situées au dessus de la ceinture pelvienne dans le mouvement. L’appui sur la selle est un indicateur de la contrainte verticale exercée sur les membres inférieurs. Nous avons vu dans le chapitre précédent que lorsque la résistance de l’ergocycle est très faible, le cycliste doit contrôler la vitesse du mouvement. L’appui sur la selle a lieu durant la phase propulsive du cycle de pédalage ce qui permet de limiter l’implication des masses corporelles dans le mouvement. L’appui sur la selle permet de limiter la création de forces sur la pédale opposée nécessaire au contrôle de la vitesse. Cela constitue une stratégie d’économie musculaire dans les puissances faibles déjà décrite par certains auteurs (Stone 1990). Avec l’augmentation de la puissance développée au niveau du pédalier, la résultante des efforts de poussée sur les pédales augmente. Par réaction aux efforts de poussée exercés sur les pédales, il résulte un soulèvement du bassin marqué par un allègement progressif de l’appui sur la selle. Plus la puissance augmente, plus cet allègement est marqué durant la phase propulsive du cycle. Il ya une inversion entre les puissances faibles et la puissance de transition où l’appui sur la selle passe des phases propulsives aux phases non propulsives du cycle de pédalage. Dans les puissances proches de la transition, nous pouvons remarquer que l’appui sur la selle (Fig.30) a lieu lorsque les moments des trois articulations sont proches de 0 (Fig.32). L’appui sur la selle dans les puissances fortes évite au membre inférieur de maintenir le poids du corps par un effort musculaire. Cette période de repos musculaire a lieu durant les phases peu propulsives du cycle. Durant ces phases, l’augmentation de la masse mise en jeu dans le mouvement n’a pas d’intérêt propulsif car la manivelle est alignée avec l’action du poids ce qui ne peut créer de couple propulsif.

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La mesure des efforts sur le guidon confirme ces résultats. L’appui sur le guidon diminue avec l’augmentation de la puissance ce qui marque l’implication de plus en plus importante des masses corporelles dans le mouvement. En effet, un appui sur le guidon a lieu durant la phase propulsive du cycle de pédalage ce qui montre que le guidon n’a pas directement de rôle propulsif. Un appui sur le guidon ne peut entraîner la rotation de la manivelle durant la descente de celle-ci. La transition est annoncée par une diminution extrêmement forte de l’appui sur le guidon qui tend vers 0. Les genoux et les hanches sont les articulations principales de la propulsion. Bien que les puissances de ces deux articulations soient similaires en début d’expérience (60W), la puissance développée par la hanche croît de façon plus importante que la puissance du genou. L’articulation de la hanche prend donc en charge une plus grande partie de la création de puissance nécessaire à la réalisation du mouvement. En classique, le moment en extension de la hanche augmente avec la puissance alors que le moment maximal en flexion ne varie pas. L’augmentation de la puissance a plus d’effet sur l’augmentation du moment en fermeture du genou que sur le moment en ouverture. Les muscles les plus sensibles à l’augmentation de la puissance agissent donc en ouverture de la hanche et en fermeture du genou. Le passage en danseuse augmente brutalement le moment de la cheville. Cela montre que l’intérêt de la posture danseuse ne réside pas dans la minimisation du moment au niveau de la cheville. Cela confirme les remarques proposées par certains auteurs sur le faible intérêt d’utiliser les moments articulaires de la cheville comme critère d’optimisation de la propulsion du cycliste (Gonzalez et al. 1989). En s’approchant de la limite de transition, la hanche semble arriver à une limite de création de puissance marquée par un ralentissement de la croissance de la puissance qu’elle développe. La baisse de puissance de la hanche devrait être répartie sur le reste des actionneurs ce qui n’est pas clairement exprimé dans les courbes de puissance du genou et de la cheville. Bien qu’elle double entre le début de l’expérimentation et la zone de transition, la puissance de la cheville ne représente que 13% de la puissance totale développée par les 3 articulations juste avant la transition. La transition vers la posture danseuse crée une augmentation de la puissance développée par toutes les trois articulations notamment pour la cheville dont la puissance est multipliée par deux en un seul palier. L’articulation de la cheville moins sollicitée en classique prend un rôle plus important dans la propulsion en danseuse où elle représente environ le quart des puissances développées par ces trois articulations. Les irrégularités des courbes de puissances articulaires, plusieurs paliers après que le cycliste soit passé en danseuse laissent entrevoir les propriétés de régulation de la posture danseuse. Grâce à une liberté de mouvement et donc d’adaptations posturales, la posture danseuse permet de modifier rapidement la répartition des puissances développées par chaque articulation. Bien que la résistance de l’ergocycle augmente de manière très régulière, la puissance articulaire en danseuse peut augmenter de manière brutale puis réduire tandis qu’en classique cette croissance est beaucoup plus régulière. Cette irrégularité de croissance de la puissance articulaire juste après la transition peut être liée à un temps d’adaptations nécessaires pour optimiser les caractéristiques posturales de la posture danseuse. Cela expliquerait pourquoi la puissance de la hanche et du genou continue d’augmenter plusieurs paliers après le palier de transition pour finalement diminuer alors que la résistance de l’ergocycle est encore en progression.

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En résumé, les données cinétiques mettent en avant que :

‐ Les masses corporelles non supportées par la selle sont directement impliquées dans le mouvement de pédalage ce qui augmente la valeur des forces appliquées sur les pédales.

‐ L’augmentation de la puissance crée un allègement de plus en plus important au niveau de la selle. Cet allègement se stabilise dans les deux derniers paliers de puissances avant la transition.

‐ L’appui sur le guidon joue un rôle essentiel dans la stabilisation du mouvement. L’implication des membres supérieurs dans la création de forces propulsives est extrêmement réduite.

‐ Les adaptations de coordination en posture classique face à l’augmentation de la contrainte impliquent plus fortement les muscles agissant en ouverture de la hanche et en fermeture du genou.

4.2 Activité EMG : En s’appuyant sur les résultats de l’analyse de la cinétique du mouvement, nous avons étudié l’activité musculaire qui en est à l’origine. Nous avons cherché un élément limitant dans l’activité musculaire en posture classique, qui disparait suite au passage en posture danseuse. Dans un premier temps, l’évolution de l’activité des muscles étudiés est discutée au regard de l’évolution de la puissance développée au niveau du pédalier. Ensuite, Une discussion sur les stratégies d’adaptations de la coordination musculaire permet de mieux comprendre les raisons de la transition de la posture classique vers la posture danseuse.

4.2.1 Adaptation de l’activité musculaire face à la contrainte Dans notre étude nous nous somme intéressés à l’augmentation de la puissance grâce à l’augmentation de la force exercée sur la pédale sans modification de la fréquence de pédalage. Par l’analyse du signal EMG nous espérions comprendre comment le système moteur adapte l’intensité et la durée de travail des effecteurs que sont les muscles. Plus précisément, nous avons cherché à observer ce qui amène le système moteur à fondamentalement bouleverser son organisation posturale amenant à la transition de la posture classique vers la posture danseuse.

Plusieurs auteurs s’accordent sur la relation entre l’augmentation de la puissance et l’augmentation de l’activité EMG en cyclisme. Ces études se limitent à la comparaison de

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quelques puissances (Ericson 1986; Sarre et al. 2003) et toujours dans des limites sous maximales. Au contraire, l’étude de Jorge (Jorge et al. 1986) se limitant aux faibles puissances (80 ~120 w), montre que l’activité EMG des membres inférieurs n’est pas influencée par l’augmentation de la puissance. La puissance étudiée est un critère essentiel pour observer l’évolution d’un patron de coordination.

A notre connaissance aucune étude n’a analysé l’activité EMG des muscles principaux du pédalage des très faibles puissances jusqu’à la puissance maximale de manière à étudier le changement de posture. Les résultats de la littérature n’ont donc pas montré l’éventail complet des patrons utilisés pour compenser l’augmentation de la résistance de l’engin.

Avec l’augmentation de la résistance de l’ergocycle, nous observons des modifications de la coordination musculaire. En parallèle de l’analyse cinétique, l’étude de la coordination musculaire permet de comprendre la stratégie employée par l’organisme pour lutter contre l’augmentation de la résistance de l’engin.

La durée d’activation du RF est peu influencée par l’augmentation de la puissance. Le RF est actif pour franchir la zone de transition haute du cycle et entamer la descente de la pédale. Il n’y a pas de décalage du début et de la fin d’activation malgré l’augmentation de la puissance. L’adaptation de la coordination pour compenser l’augmentation de la puissance n’est pas clairement visible dans l’étude EMG du RF en classique. Le passage en danseuse allonge la durée de la contraction du RF en anticipant le début d’activation mais surtout en décalant la fin d’activation vers le point mort bas. L’utilisation du RF pour franchir la zone haute du cycle est peu modifiée suite au passage en danseuse. Le rôle propulseur du RF notamment par l’ouverture du genou durant la descente de la pédale est allongé. L’augmentation de l’iEMG croît de façon plus importante suite à la transition ce qui montre la caractéristique plus pénalisante de la posture danseuse pour le RF. L’analyse EMG montre qu’il n’y a pas d’économie du muscle RF suite à la transition vers la posture danseuse.

L’augmentation de la puissance agit peu sur la fin d’activation du Vastus Medialis (VM) dont l’activation est synchronisée avec la création du moment en extension du genou. L’augmentation de la puissance crée une anticipation du début d’activation allongeant ainsi le temps d’activité. Dans un premier temps, le VM agit durant la phase haute du cycle. Avec l’augmentation de la puissance, son activation anticipée aide lors de la fin de la remontée de la pédale. La transition vers la posture danseuse crée une nouvelle anticipation de l’activation du VM. La fin d’activation du VM est fortement retardée suite à la transition impliquant plus encore le VM dans la création de forces propulsives. Suite à la transition, la durée d’activation et l’iEMG continue de progresser. L’utilisation de la danseuse ne permet pas de minimiser l’activité du VM.

Les résultats concernant l’activation du Biceps Femoris (BF) mettent en avant plusieurs points essentiels : Durant les 11 premiers paliers, les débuts et fin d’activation ne sont pas influencés par l’augmentation de la puissance. Le BF est actif durant la deuxième moitié de la descente de la pédale jusqu’au point mort bas. Dans le même temps, l’iEMG augmente indiquant

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l’implication du BF dans le développement de plus de puissance. Du 11ème au 20ème palier, le début d’activation ne change pas tandis que la fin d’activation est retardée vers la fin de la zone basse du cycle. Cela montre l’implication de plus en plus active de ce muscle bi-articulaire pour le franchissement des zones peu propulsives du cycle. Les irrégularités de croissance de l’iEMG du BF permettent de mieux comprendre les étapes d’adaptations de la coordination musculaire. En effet, la posture classique limite les possibilités de modification des leviers anatomiques ainsi, la seule façon d’optimiser la propulsion est de jouer sur la coordination musculaire en répartissant différemment les efforts entre les différents muscles. Le ralentissement de la croissance de l’iEMG annonce un changement de coordination que l’on a pu observer aux paliers 11,15 et 19. Les deux premiers se soldent par un allongement de la durée d’activation et un accroissement brutal de l’iEMG. Le dernier entraîne le phénomène de transition vers la posture danseuse. Le BF semble avoir atteint son iEMGmax au palier 19 ce qui nécessite d’économiser ce muscle pour pouvoir supporter la prochaine augmentation de puissance. La configuration anatomique de la posture classique ne permet pas de continuer cette économie (palier 20) sans mettre en péril la réalisation du mouvement. Il en résulte une adaptation posturale radicale qu’est la transition en danseuse permettant d’atteindre un niveau d’activation du BF identique à celui du 11ème palier alors que la puissance a doublé. Le passage de la posture classique à la posture danseuse peut être associé à une économie du Biceps Femoris.

La synchronisation entre les contractions du Soleus et des muscles mono-articulaires de la hanche et du genou est essentielle car elle permet de transfert des forces crées par les muscles mono-articulaires (et notamment VM) vers la pédale (Raasch et al. 1999). Nos résultats montrent que l’activation du Soleus est allongée avec l’augmentation de la puissance. Les débuts d’activation sont anticipés et les fins retardées. Le Soleus est très utilisé en danseuse du fait de l’implication de masses importantes dans le mouvement. En effet le Soleus (et le triceps sural en général) agit en ouverture de la cheville (« plantar-flexion ») tandis que l’action du poids du corps agit en fermeture de la cheville. Pour éviter que la cheville atteigne les buttées articulaires, le soleus doit donc développer des forces suffisamment importantes pour fixer l’articulation et compenser l’action du poids du corps. Lorsque la cheville est à l’horizontale, le levier utile est optimum grâce à l’angle quasi orthogonal entre le levier composé du calcanéum et la force exercée au niveau du tendon d’Achille. La durée d’activation du soleus est allongée vers le BDC en parallèle avec le décalage vers le BDC de la résultante maximale des efforts sur la pédale et le moment maximal de la cheville. La transition vers la danseuse entraine une augmentation de la création de forces par le soleus. La logique d’économie musculaire de la transition ne s’applique pas au soleus.

4.2.2 La transition, une solution à la limite d’adaptation Suite aux entretiens avec des coureurs professionnels, il semble être mis en avant la nécessité de reposer certains muscles pour réduire la douleur. Les travaux traitant de la posture danseuse (Caldwell et al. 1998; Li et al. 1998) suggèrent qu’elle permet d’utiliser différemment les muscles du membre inférieur. Cette coordination particulière implique

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l’utilisation d’angles articulaires différents, des longueurs de fonctionnements musculaires différents, des vitesses de contraction différentes. Nous avons vu dans le chapitre précédent que la perception de l’effort par le cycliste ne pouvait pas être un critère pertinent. Nous avons utilisé de nombreux critères d’origine mécanique qui ne permettent pas non plus d’observer une économie liée à l’utilisation de la posture danseuse. Cependant, la posture danseuse donne le sentiment de pouvoir utiliser plus facilement le poids du corps dans le mouvement ce qui intuitivement laisse présumer des économies musculaires. Pour Li, la posture danseuse augmente l’activité EMG des muscles du membre inférieur. Ce résultat laisse penser que la transition vers la posture danseuse n’est pas synonyme d’économie musculaire. Alors, pourquoi la plupart des grimpeurs l’utilisent-ils ? Tout d’abord, il faut noter que le résultat obtenu par Li est dépendant de la puissance développée. De plus, il ne faut pas considérer l’activité musculaire du membre dans sa globalité mais étudier les muscles plus individuellement. L’effet du changement de posture sur l’activité EMG a été étudié par plusieurs auteurs (Ericson 1986; Jorge et al. 1986; Juker et al. 1998; Li et al. 1998; Duc et al. 2008). Les données de la littérature montrent que les muscles extenseurs de la hanche et du genou développent respectivement 27% et 39% de l’énergie nécessaire à la propulsion. Nos résultats montrent que la répartition de cet effort entre les muscles évolue avec la puissance. Il est intéressant de considérer séparément l’activation des muscles mono-articulaires et bi-articulaires. Selon la littérature, l’action des muscles mono-articulaires sur la pédale est orientée dans l’axe du membre (grand trochanter- malléole) tandis que l’action des muscles bi-articulaires permet de donner aux forces créées une composante transverse (Hof 1997; Hof 2001; Li 2004) . Les mesures de l’activité EMG dans leur synchronisation avec la création de couple au niveau du pédalier permet de juger de leur implication dans la création de forces propulsives (Ericson 1986; Ericson 1988). Les résultats de notre étude montrent que la durée et l’intensité des contractions des muscles mono-articulaires augmente avec la puissance créant un couple propulsif de plus en plus important durant la phase efficace du cycle de pédalage. Les muscles bi-articulaires et notamment le biceps femoris agissent pour le franchissement des zones peu propulsives. Cela confirme les commentaires de Hof concernant le rôle de ces muscles dans l’orientation des forces (Hof 2001). L’implication de plus en plus importante de ces muscles permet d’optimiser l’orientation des forces appliquées sur la pédale comme nous avons pu l’observer dans l’étude précédente (chapitre 2). Dans la phase basse du cycle de pédalage où le membre est presque tendu, les muscles bi-articulaires sont plus aptes à donner une composante transverse aux forces créées. La forte augmentation de la résistance implique que non seulement les muscles bi-articulaires agissent pour l’orientation de l’effort mais aussi dans la création de forces propulsives. Lorsque ces muscles atteignent leur limite de création de force, le mécanisme procède à une modification de la coordination musculaire. Le passage en danseuse permet de libérer ce muscle bi-articulaire en reportant l’effort sur d’autres muscles. Nos résultats montrent que dans le même temps, les muscles mono-articulaires essentiels du pédalage sont plus sollicités ce qui semble confirmer les hypothèses de Raasch quand à leurs aptitudes à créer des forces propulsives (Raasch et al. 1999).

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Nos données montrent que la fin d’activation du rectus femoris n’est pas retardée et le début d’activation du biceps femoris n’est pas anticipé malgré l’augmentation de la puissance. La durée des phases de co-contraction des muscles antagonistes n’augmente pas avec la puissance ce qui limite une dépense énergétique inutile dans cette phase propulsive. L’utilisation de la posture danseuse augmente les co-contractions ce qui a pour effet de verrouiller les articulations (Rao et al. 2008) ce qui limite l’augmentation de la puissance développée au niveau du genou et de la hanche alors que la puissance au niveau du pédalier continue d’augmenter. Cela montre l’utilisation des masses corporelles dans la création du couple propulsif au niveau du pédalier. Lorsque les puissances sont trop importantes, l’utilisation du poids du corps facilite le franchissement des phases propulsives. Nous avons pu observer que la posture danseuse allonge le temps d’effort vers le Point mort bas ce qui raccourci le temps de transition basse du cycle. De plus, l’augmentation de la puissance développée durant la phase propulsive et la mise en jeu de masse supplémentaire entraîne la création de phénomènes inertiels qui aident au franchissement de cette zone de transition. Le biceps femoris, dont l’activité est essentielle durant ces phases, est alors économisé. Cela pourrait être une explication à la diminution de l’iEMG du biceps femoris observé dans notre étude durant ces phases. L’utilisation des co-activations est essentielle pour optimiser l’orientation des forces appliquées sur la pédale. Cette optimisation se fait au détriment de l’optimisation des moments articulaires, donc de l’efficacité mécanique, qui semble alors passer au second plan.

Les étapes amenant au phénomène de transition peuvent être résumées de la manière suivante :

Tableau 4 : Tableau récapitulatif.

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Le point essentiel à retenir de ce travail est que le système composé par les leviers (os), axes de rotation (articulation) et actionneurs (muscles) adapte son fonctionnement pour assurer la réalisation du mouvement malgré l’augmentation de la résistance au mouvement imposée par l’ergocycle. Ceci peut être étudié grâce à l’enregistrement EMG des membres inférieurs permettant de faire ressortir la stratégie d’adaptation et notamment les modifications du patron d’activation musculaire.

Dans les puissances faibles, les participants ont tendance à minimiser l’activation musculaire. Ils utilisent en priorité les points d’appuis comme la selle pour limiter l’implication des masses corporelles dans le mouvement. Ils évitent ainsi l’activation des muscles antagonistes du membre ou des muscles agonistes de l’autre membre pour freiner le mouvement. Avant la transition, l’augmentation de la puissance entraine un allongement des durées d’activations. De plus, l’intensité des contractions est augmentée pour compenser l’augmentation de la résistance de l’ergocycle. Les muscles bi-articulaires sont mis à contribution dans les phases hautes et basses du cycle pour non seulement orienter les forces appliqués sur la pédale mais aussi pour participer à la création de forces propulsives. Cette stratégie d’adaptation du patron d’activation musculaire modifie la répartition de l’effort entre les différents actionneurs. Cela entraîne une augmentation de l’effort au niveau des muscles bi-articulaires et notamment du biceps femoris qui atteint sa limite maximale juste avant la transition vers la posture danseuse. La transition vers la posture danseuse entraîne une redistribution de l’effort entre les différents muscles ce qui permet en particulier de réduire l’activité du biceps femoris. Dans le même temps, l’utilisation de masses dans le mouvement permet d’augmenter la puissance développée en augmentant la part de forces d’origines non musculaires dans le mouvement. Enfin, l’adaptation posturale atteint ses limites lorsqu’un ou plusieurs muscles ne sont plus aptes à développer la force nécessaire à la réalisation du mouvement malgré les adaptations posturales. Cela correspond à la puissance maximale accessible au participant.

5 Conclusion :

L’objectif de cette session expérimentale était de déterminer les facteurs déclencheurs de la transition de la posture classique vers la posture danseuse. En analysant l’activité électromyographique de 4 muscles particulièrement sollicités lors du pédalage nous cherchions à montrer que la transition vers la posture danseuse permettait une économie musculaire.

De par son grand nombre d’appuis, la posture classique limite fortement les adaptations posturales. Nous avons montré que les participants ont adapté leur patron d’activation musculaire afin de développer plus de puissance. Pour cela, ils modifient les périodes d’activation musculaire dont les répercutions sur le pédalage ont pu être observées par l’analyse de la cinétique. Conformément à nos hypothèses, l’augmentation de la puissance est associée à une augmentation des efforts musculaires que l’on peut observer par l’augmentation de l’iEMG moyen par cycle. Contrairement à nos hypothèses, la transition

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vers la posture danseuse n’a pas freiné cet accroissement mais a provoqué une augmentation brutale de l’activité musculaire. Seul le biceps femoris profite du changement de posture en diminuant son activité. La transition serait donc provoquée par le franchissement d’un seuil d’activation musculaire à l’échelle du muscle (biceps femoris) et non à l’échelle du membre. Pour confirmer ce résultat, une autre configuration de la posture classique par un réglage matériel adapté, permettrait une minimisation de l’activité du biceps femoris. Si la transition vers la posture danseuse s’effectue pour des puissances plus élevées alors le biceps fémoris serait bien le muscle limitant de la posture classique. La limite maximale d’activation du biceps femoris serait donc le facteur déclenchant de la transition de la posture classique vers la posture danseuse. La modification de la posture classique pourrait être réalisée grâce à l’utilisation de pédales automatiques par exemple plutôt que de pédales à courroies. En effet, certains travaux ont montré que leur utilisation permettait de réduire l’activation du Biceps Femoris (Cruz et al. 2001). Une autre adaptation serait de faire varier la longueur des manivelles. Mileva a montré que l’utilisation de manivelles plus longues (195mm vs 155mm, 100W, 60Rpm) entraînait une diminution de l’activité du BF sans pour autant affecter le moment au niveau du pédalier (Mileva et al. 2003). Enfin, il serait intéressant d’élargir notre étude à l’activité d’autres muscles intervenant dans le pédalage comme le gluteus maximus ou l’iliopsoas dont la limite maximale d’activation pourrait aussi être un facteur limitant de la posture classique.

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Conclusion Générale et Perspectives

L’objectif de ce travail était d’expliquer pourquoi les cyclistes privilégient certaines postures de pédalage en fonction de la puissance qu’ils développent. Nous avons analysé les deux postures principalement employées en cyclisme : la posture classique et la posture danseuse. La première est généralement employée dans les puissances les plus faibles tandis que la seconde est employée pour développer des puissances plus importantes. L’hypothèse de départ était que les modifications posturales naturellement effectuées par le cycliste lui permettaient une propulsion plus efficiente associée à une économie musclaire. Pour comprendre ce choix postural, nous avons divisé cette étude en trois parties.

L’analyse mécanique de la posture a nécessité le développement de matériel permettant de mesurer les contraintes mécaniques exercées entre le cycliste et le vélo (pédale, guidon, selle).

Lors de la première session expérimentale, nous avons réalisé une analyse biomécanique et physiologique afin d’expliquer pourquoi la posture classique est utilisée pour des demandes de puissances faibles et la danseuse pour des puissances fortes.

Lors de la deuxième session expérimentale, nous avons cherché à déterminer ce qui pouvait déclencher la transition de la posture classique vers la posture danseuse. Nous avons tenté de déterminer quel était le critère limitant qui pénalise la posture classique au-delà de la puissance de transition. Pour cela nous nous sommes particulièrement intéressés à l’évolution de l’activité EMG afin de comprendre l’évolution de la technique de pédalage de la posture classique vers la posture danseuse.

Les résultats de la première expérience ont montré que la posture classique était utilisée pour les puissances faibles car elle permettait de réguler plus facilement la création de forces au niveau de la pédale (orientation, intensité). La posture classique profitait notamment de l’appui sur la selle pour limiter l’action du poids des segments lorsque ce n’était pas nécessaire ce qui favorisait le relâchement musculaire. Elle permettait de plus une meilleure orientation des efforts appliqués sur la pédale ce qui facilitait la création de couple au niveau du pédalier. Il en résultait une minimisation des efforts musculaires en accord avec la minimisation des moments articulaires. Cela confirme l’hypothèse de départ concernant l’utilisation de la posture classique dans les puissances faibles pour minimiser les efforts musculaire. Pour les fortes puissances, les résultats n’ont pas montré d’économie significative liée à l’utilisation de la posture danseuse bien que certaines données expriment une tendance dans ce sens (rythme cardiaque, MCF). La plupart des études ont analysé la propulsion selon quelques puissances (parfois une seule) et selon un seul critère d’optimisation. Notre étude montre que le critère d’optimisation de la posture change en fonction des puissances développées par le cycliste. Nous ne pouvons donc pas utiliser la même variable pour optimiser la posture à puissance modérée et à puissance élevée.

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Les résultats de la deuxième expérience ont montré que les adaptations de la technique classique face à l’augmentation de la puissance sont liées à une modification progressive du patron d’activation musculaire. Malgré ces adaptations, l’activité musculaire augmente pour développer plus de puissance. La puissance de transition correspond à un seuil maximal d’activation pour certains muscles qui nécessitent d’être moins sollicités. Le franchissement de la puissance de transition est facilité par le passage en posture danseuse. La transition vers la posture danseuse permet une répartition différente de l’effort entre les muscles du membre inférieur. La transition est donc déclenchée par une limitation de la création de force à l’échelle du muscle et non du membre. Bien que l’activité du système locomoteur croisse avec le changement de posture, le biceps femoris en particulier diminue son activité. Ce résultat suggère une approche différente de ce qui est habituellement fait dans la littérature. En effet dans la plupart des travaux d’optimisation de la posture, l’objectif est de déterminer un critère d’optimisation global au système locomoteur (MCF, taux de lactates, rythme cardiaque) alors que notre étude montre qu’une adaptation à l’échelle du muscle peut faciliter la création de puissance. Les résultats de cette étude ont montré que minimiser les tensions musculaires était bien l’objectif principal des adaptations posturales spontanées chez le cycliste. Nous avons montré que pour des puissances inférieures à la puissance de transition, la minimisation des moments articulaires est un bon indicateur de l’efficacité de la propulsion. L’utilisation d’outils comme le « Moment Cost Function » permettrait d’optimiser en temps réel la configuration posturale. Pour les puissances élevées, la facilitation de la propulsion semble résider dans une modification de la répartition de l’effort entre les différents muscles.

Une posture idéale ?

Contrairement aux apparences, le pédalage est un acte très complexe. La question sous jacente à cette étude est de déterminer comment les adaptations posturales permettent d’améliorer l’efficacité du pédalage. Cette étude donne quelques indices quand au choix du critère d’optimisation en fonction de la puissance. Il faudrait déterminer un critère d’optimisation général pour quantifier l’efficacité de la posture tout en au long d’une épreuve dont la puissance peut varier. Le problème est que les critères étudiés ici ont des effets corrélés. Ainsi, l’augmentation de la fréquence de pédalage permet d’accroitre la puissance sans augmenter l’intensité de la force appliquée sur les pédales (Gonzalez et al. 1989). Cependant nous savons aussi que l’augmentation de la fréquence augmente la consommation d’02, augmente la création de lactates dans les muscles (Millet et al. 2002). De plus, augmenter la fréquence diminue le rendement mécanique de la posture car cela altère la coordination motrice et augmente la création de forces non propulsives sur la pédale (Coyle et al. 1991). Augmenter la fréquence de pédalage ne semble pas être la meilleure solution. La définition du critère d’optimisation est donc un problème fondamental pour l’amélioration de la technique de pédalage. Cela nécessitera donc des travaux complémentaires.

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Applications, développement technologique

Au vue des résultats obtenus dans cette étude il semble évident que le vélo peut foncièrement évoluer. Nous avons montré qu’un changement de posture avait un rôle fondamental dans le rapport entre création de forces musculaires et puissance développée. Dans notre étude nous avons étudié une amélioration spontanée du mouvement de pédalage qui consiste en une transition d’une posture assise vers une posture debout. En s’inspirant de cette adaptation, plusieurs améliorations pourraient être apportées aux vélos actuels:

Durant la pratique, un retour d’informations issues de capteurs permettrait au cycliste d’adapter sa propulsion en réalisant sa transition vers la posture danseuse au moment le plus adéquat. Ce type d’approche a été testé concernant l’interface pied-pédale et a montré que les participants pouvait adapter leur comportement en fonction de ces informations et ainsi améliorer leur performance (Sanderson et al. 1990).

Il semble évident qu’il existe des « dégradés » de posture entre ces deux extrêmes permettant de maintenir en permanence la posture la plus efficace. La faible modularité des vélos ne permet pas actuellement au cycliste une grande variété de posture. Le vélo actuel ne permet pas une adaptation en temps réel des paramètres de la posture classique lors d’un passage plat montée par exemple. La modification de la technique de pédalage classique est en effet limitée par l’immobilité de la selle et du guidon. L’amélioration technique tiendrait dans la modification en temps réel de la géométrie du vélo afin d’obtenir en permanence une minimisation du critère d’optimisation. Les innovations récentes des bicyclettes n’ont que très faiblement modifié l’architecture générale. Outre la diminution du poids ou le travail en aérodynamisme et esthétisme, le système de propulsion a très peu évolué. Il y eu cependant quelques ruptures avec la création des vélos stepper, vélos couchés ou les vélos à propulsion manuelle. Il est possible de favoriser par le matériel un mouvement de pédalage qui fait moins travailler certains muscles comme le BF (palier ovale par exemple). Ce matériel permettrait de développer des puissances plus importantes en postures classique en profitant au maximum des avantages aérodynamiques. Certaines études se sont intéressé à ce type de problématique en créant un prototype de vélo dont l’angle de la tige de selle pouvait évoluer en fonction de la pente (Clarys 2000). Ces études ont montré une diminution significative des efforts au niveau des membres supérieurs avec ce type de bicyclette cependant ce type de matériel ne permettait pas d’adaptation en temps réel. L’utilisation de plateau non circulaire (ovoïde) est une autre adaptation matérielle permettant de mieux utiliser les propriétés mécaniques du mouvement de pédalage et optimiser la création du couple moteur au niveau du pédalier (Kautz et al. 1995). Ce type de modification est cependant adapté à la technique de pédalage assis mais nécessiterait des modifications à la fois pour optimiser le pédalage en danseuse mais aussi pour s’adapter aux différences interindividuelles. Il faudrait donc développer un système embarqué automatisé permettant de récupérer les informations de capteurs, faire les calculs et modifier la géométrie du vélo en conséquence.

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References

Alvarez, G.J. Vinyolas (1996). "A new bicycle pedal design for on-road measurements of cycling forces." J Appl Biomechanics 12: 130-142.

Amarantini, D.L. Martin (2004). "A method to combine numerical optimization and EMG data for the estimation of joint moments under dynamic conditions." J Biomech 37(9): 1393-404.

Astrand, P. O.I. Ryhming (1954). "A nomogram for calculation of aerobic capacity (physical fitness) from pulse rate during sub-maximal work." J Appl Physiol 7(2): 218-21.

Atkinson, G.T. Reilly (1996). "Circadian variation in sports performance." Sports Med 21(4): 292-312.

Belli, A.F. Hintzy (2002). "Influence of pedalling rate on the energy cost of cycling in humans." Eur J Appl Physiol 88(1-2): 158-62.

Belluye, N.M. Cid (2001). "Approche biomécanique du cyclisme moderne, données de la littérature." Science et sport 16: 71-87.

Bertucci, W., F. Grappe, A. Girard, A. Betik & J. D. Rouillon (2005). "Effects on the crank torque profile when changing pedalling cadence in level ground and uphill road cycling." J Biomech 38(5): 1003-10.

Bertucci, W., F. Grappe & A. Groslambert (2007). "Laboratory versus outdoor cycling conditions: differences in pedaling biomechanics." J Appl Biomech 23(2): 87-92.

Boning, D., Y. Gonen & N. Maassen (1984). "Relationship between work load, pedal frequency, and physical fitness." Int J Sports Med 5(2): 92-7.

Borg, E.L. Kaijser (2006). "A comparison between three rating scales for perceived exertion and two different work tests." Scand J Med Sci Sports 16(1): 57-69.

Borg, G. (1970). "Perceived exertion as an indicator of somatic stress." Scand J Rehabil Med 2(2): 92-8.

Bouisset, S.F. Goubel (1973). "Integrated electromyographical activity and muscle work." J Appl Physiol 35(5): 695-702.

Boulourchi, F.M. L. Hull (1985). "Measurement of rider induced loads during simulated bicycling." International Journal Of Sports Biomechanics 1(4): 308-329.

Boyd, T., M. L. Hull & D. Wootten (1996). "An improved accuracy six-load component pedal dynamometer for cycling." J Biomech 29(8): 1105-10.

Boyd, T. F., R. R. Neptune & M. L. Hull (1997). "Pedal and knee loads using a multi-degree-of-freedom pedal platform in cycling." J Biomech 30(5): 505-11.

Brooke, J. D., J. Hoare, P. Rosenrot & R. Triggs (1981). "Computerized system for measurement of force exerted within each pedal revolution during cycling." Physiol Behav 26(1): 139-43.

Brown, D. A., S. A. Kautz & C. A. Dairaghi (1996). "Muscle activity patterns altered during pedaling at different body orientations." J Biomech 29(10): 1349-56.

Buchthal, F., C. Guld & P. Rosenfalck (1955). "Propagation velocity in electrically activated muscle fibres in man." Acta Physiol Scand 34(1): 75-89.

Burden, A.R. Bartlett (1999). "Normalisation of EMG amplitude: an evaluation and comparison of old and new methods." Med Eng Phys 21(4): 247-57.

Cahouet, V., M. Luc & A. David (2002). "Static optimal estimation of joint accelerations for inverse dynamics problem solution." J Biomech 35(11): 1507-13.

Caldwell, G. E., H. J.M., M. S.D. & L. L. (1999). "Lower extremity joint moments during uphill cycling." J Appl Biomech 15(2): 166-181.

131

Caldwell, G. E., l. li, S. D. Mccole & J. M. Haqberq (1998). "Pedal and crank kinetics in uphill cycling." J. Appl. biomech. 14(3).

Cappozzo, A., F. Catani, U. D. Croce & A. Leardini (1995). "Position and orientation in space of bones during movement: anatomical frame definition and determination." Clin Biomech (Bristol, Avon) 10(4): 171-178.

Cavanagh, P. R.D. J. Sanderson (1986). "The biomechanics of cycling: studies of the pedaling mechanics of elite pursuit riders." science of cycling(Human kinetics publishers).

Cerretelli, P.H. Monod (2002). Traité de physiologie de l'exercice et du sport (traduction de: Fisiologia dell'esercizio: sport, ambiente, età, sesso.), Elsevier Masson.

Chapman, A., B. Vicenzino, P. Blanch & P. Hodges (2007). "Do differences in muscle recruitment between novice and elite cyclists reflect different movement patterns or less skilled muscle recruitment?" J Sci Med Sport.

Chapman, A. R., B. Vicenzino, P. Blanch & P. W. Hodges (2008). "Patterns of leg muscle recruitment vary between novice and highly trained cyclists." J Electromyogr Kinesiol 18(3): 359-71.

Chapman, A. R., B. Vicenzino, P. Blanch, J. J. Knox & P. W. Hodges (2006). "Leg muscle recruitment in highly trained cyclists." J Sports Sci 24(2): 115-24.

Chow, J. W., W. G. Darling & C. Ehrhardt (1999). "Determining the force-length-velocity. Relations of the Quadriceps Muscles. I. Anatomical and Géometric Parameters." J Appl Biomech 15: 182-190.

Chow, J. W., W. G. Darling & C. Ehrhardt (1999). "Determining the force-length-velocity. Relations of the Quadriceps Muscles. II. Maximum Muscle Stress." J Appl Biomech 15: 191-199.

Citterio, G.E. Agostoni (1984). "Selective activation of quadriceps muscle fibers according to bicycling rate." J Appl Physiol 57(2): 371-9.

Clarys, J. P. (2000). "Electromyography in sports and occupational settings: an update of its limits and possibilities." Ergonomics 43(10): 1750-62.

Clarys, J. P., K. Alewaeters & E. Zinzen (2001). "The influence of geographic variations on the muscular activity in selected sports movements." J Electromyogr Kinesiol 11(6): 451-7.

Coast, J. R.H. G. Welch (1985). "Linear increase in optimal pedal rate with increased power output in cycle ergometry." Eur J Appl Physiol Occup Physiol 53(4): 339-42.

Conconi, F., M. Ferrari, P. G. Ziglio, P. Droghetti & L. Codeca (1982). "Determination of the anaerobic threshold by a noninvasive field test in runners." J Appl Physiol 52(4): 869-73.

Coyle, E. F., M. E. Feltner, S. A. Kautz, M. T. Hamilton, S. J. Montain, A. M. Baylor, L. D. Abraham & G. W. Petrek (1991). "Physiological and biomechanical factors associated with elite endurance cycling performance." Med Sci Sports Exerc 23(1): 93-107.

Cruz, C. F.A. D. Bankoff (2001). "Electromyography in cycling: difference between clipless pedal and toe clip pedal." Electromyogr Clin Neurophysiol 41(4): 247-52.

Dal Monte, A., A. Manoni & S. Fucci (1973). "Biomechanical study of competitive cycling: The forces exercised on the pedal." medicine and sport 8(3): 434-439.

Daly, D. J.P. R. Cavanagh (1976). "Asymmetry in bicycle ergometer pedalling." Med Sci Sports 8(3): 204-8.

Davies, C. T.A. J. Sargeant (1976). "The measurement of leg forces exerted in bicycling by patients with functionally asymmetrical limbs [proceedings]." J Physiol 260(2): 12P-13P.

Davis, R. R.M. L. Hull (1981). "Measurement of pedal loading in bicycling: II. Analysis and results." J Biomech 14(12): 857-72.

132

de Groot, G., E. Welbergen, L. Clijsen, J. Clarijs, J. Cabri & J. Antonis (1994). "Power, muscular work, and external forces in cycling." Ergonomics 37(1): 31-42.

de Leva, P. (1996). "Adjustments to Zatsiorsky-Seluyanov's segment inertia parameters." J Biomech 29(9): 1223-30.

Dempster, E. (1955). "Maintenance of heterogeneity." cold spring harb. symp. quant. biol. sci. 20: 25-32.

Dorel, S., A. Couturier & F. Hug (2007). "Intra-session repeatability of lower limb muscles activation pattern during pedaling." J Electromyogr Kinesiol.

Duc, S., W. Bertucci, J. N. Pernin & F. Grappe (2008). "Muscular activity during uphill cycling: effect of slope, posture, hand grip position and constrained bicycle lateral sways." J Electromyogr Kinesiol 18(1): 116-27.

Duc, S., T. Bouteille, W. Bertucci, J. N. Pernin & F. Grappe (2006). "Comparaison de l'activité EMG du pédalage entre un exercice réalisé sur ergomètre stationnaire et sur tapis roulant motorisé." Science & sport 21: 309-312.

Ericson, M. (1986). "On the biomechanics of cycling. A study of joint and muscle load during exercise on the bicycle ergometer." Scand J Rehabil Med Suppl 16: 1-43.

Ericson, M. O. (1988). "Mechanical muscular power output and work during ergometer cycling at different work loads and speeds." Eur J Appl Physiol Occup Physiol 57(4): 382-7.

Ericson, M. O., R. Nisell, U. P. Arborelius & J. Ekholm (1985). "Muscular activity during ergometer cycling." Scand J Rehabil Med 17(2): 53-61.

Faria, I., G. Sjojaard & F. Bonde-Petersen (1982). "Oxygen cost during different pedalling speeds for constant power output." J Sports Med Phys Fitness 22(3): 295-9.

Fenn, W. O.B. S. Marsh (1935). "Muscular force at different speeds of shortening." J Physiol 85(3): 277-97.

Fernandez-Pena, E., F. Lucertini & M. Ditroilo (2008). "A maximal isokinetic pedalling exercise for EMG normalization in cycling." J Electromyogr Kinesiol.

Fuglevand, A. J., D. A. Winter, A. E. Patla & D. Stashuk (1992). "Detection of motor unit action potentials with surface electrodes: influence of electrode size and spacing." Biol Cybern 67(2): 143-53.

Gaesser, G. A.G. A. Brooks (1975). "Muscular efficiency during steady-rate exercise: effects of speed and work rate." J Appl Physiol 38(6): 1132-9.

Gardner, A. S., S. Stephens, D. T. Martin, E. Lawton, H. Lee & D. Jenkins (2004). "Accuracy of SRM and power tap power monitoring systems for bicycling." Med Sci Sports Exerc 36(7): 1252-8.

Genzling, C. (1983). "Le dossier de la position, La prise des mesures morphologiques." Le Cycle(88): 29-31. Gnehm, P., S. Reichenbach, E. Altpeter, H. Widmer & H. Hoppeler (1997). "Influence of

different racing positions on metabolic cost in elite cyclists." Med Sci Sports Exerc 29(6): 818-23.

Gonzalez, H.M. L. Hull (1989). "Multivariable optimization of cycling biomechanics." J Biomech 22(11-12): 1151-61.

Grappe, F. (2005). Cyclisme et optimisation de la performance, De Boeck. Grappe, F., R. Candau, T. Busso & J. D. Rouillon (1998). "Effect of cycling position on

ventilatory and metabolic variables." Int J Sports Med 19(5): 336-41. Gregersen, C. S.M. L. Hull (2003). "Non-driving intersegmental knee moments in cycling

computed using a model that includes three-dimensional kinematics of the shank/foot and the effect of simplifying assumptions." J Biomech 36(6): 803-13.

133

Gregor, R. J., P. R. Cavanagh & M. LaFortune (1985). "Knee flexor moments during propulsion in cycling--a creative solution to Lombard's Paradox." J Biomech 18(5): 307-16.

Gregor, R. J.J. B. Wheeler (1994). "Biomechanical factors associated with shoe/pedal interfaces. Implications for injury." Sports Med 17(2): 117-31.

Hamley, E. J.V. Thomas (1967). "Physiological and postural factors in the calibration of the bicycle ergometer." J Physiol 191(2): 55P-56P.

Hatze, H. (2002). "The fundamental problem of myoskeletal inverse dynamics and its implications." J Biomech 35(1): 109-15.

Hausswirth, C., J. Brisswalter, J. M. Vallier, D. Smith & R. Lepers (2000). "Evolution of electromyographic signal, running economy, and perceived exertion during different prolonged exercises." Int J Sports Med 21(6): 429-36.

Hautier, C. A., L. M. Arsac, K. Deghdegh, J. Souquet, A. Belli & J. R. Lacour (2000). "Influence of fatigue on EMG/force ratio and cocontraction in cycling." Med Sci Sports Exerc 32(4): 839-43.

Herzog, W., T. R. Leonard & A. C. Guimaraes (1993). "Forces in gastrocnemius, soleus, and plantaris tendons of the freely moving cat." J Biomech 26(8): 945-53.

Hill, A. V. (1964). "The Effect of Load on the Heat of Shortening of Muscle." Proc R Soc Lond B Biol Sci 159: 297-318.

Hintzy, F., A. Belli, F. Grappe & J. D. Rouillon (1999). "Optimal pedalling velocity characteristics during maximal and submaximal cycling in humans." Eur J Appl Physiol Occup Physiol 79(5): 426-32.

Hirokawa, S. (1991). "Three-dimensional mathematical model analysis of the patellofemoral joint." J Biomech 24(8): 659-71.

Hoes, M. J., R. A. Binkhorst, A. E. Smeekes-Kuyl & A. C. Vissers (1968). "Measurement of forces exerted on pedal and crank during work on a bicycle ergometer atdifferent loads." Int Z Angew Physiol 26(1): 33-42.

Hof, A. L. (1997). "The relationship between electromyogram and muscle force." Sportverletz Sportschaden 11(3): 79-86.

Hof, A. L. (2001). "The force resulting from the action of mono- and biarticular muscles in a limb." J Biomech 34(8): 1085-9.

Holden, J. P., J. A. Orsini, K. L. Siegel, T. M. Kepple, L. H. Gerber & S. J. Stanhope (1997). "Surface movement errors in shank kinematics and knee kinetics during gait." Gait and Posture 5: 217-227.

Holden, J. P.S. J. Stanhope (1998). "The effect of variation in knee center location estimates on net knee joint moments." Gait Posture 7(1): 1-6.

Horowitz, J. F., L. S. Sidossis & E. F. Coyle (1994). "High efficiency of type I muscle fibers improves performance." Int J Sports Med 15(3): 152-7.

Hug, F., D. Bendahan, Y. Le Fur, P. J. Cozzone & L. Grelot (2004). "Heterogeneity of muscle recruitment pattern during pedaling in professional road cyclists: a magnetic resonance imaging and electromyography study." Eur J Appl Physiol 92(3): 334-42.

Hug, F.S. Dorel (2007). "Electromyographic analysis of pedaling: A review." J Electromyogr Kinesiol.

Hug, F., J. M. Drouet, Y. Champoux, A. Couturier & S. Dorel (2008). "Interindividual variability of electromyographic patterns and pedal force profiles in trained cyclists." Eur J Appl Physiol.

Hughes, E. F., S. C. Turner & G. A. Brooks (1982). "Effects of glycogen depletion and pedaling speed on "anaerobic threshold"." J Appl Physiol 52(6): 1598-607.

134

Hughson, R. L., H. C. Xing, C. Borkhoff & G. C. Butler (1991). "Kinetics of ventilation and gas exchange during supine and upright cycle exercise." Eur J Appl Physiol Occup Physiol 63(3-4): 300-7.

Hull, M. L., A. Beard & H. Varma (1990). "Goniometric measurement of hip motion in cycling while standing." J Biomech 23(7): 687-703.

Hull, M. L.R. R. Davis (1981). "Measurement of pedal loading in bicycling: I. Instrumentation." J Biomech 14(12): 843-56.

Hull, M. L.H. Gonzalez (1988). "Bivariate optimization of pedalling rate and crank arm length in cycling." J Biomech 21(10): 839-49.

Hull, M. L.M. Jorge (1985). "A method for biomechanical analysis of bicycle pedaling." J Biomech 18(9): 631-44.

Johansson, S., L. E. Larsson & R. Ortengren (1970). "An automated method for the frequency analysis of myoelectric signals evaluated by an investigation of the spectral changes following strong sustained contractions." Med Biol Eng 8(3): 257-64.

Jorge, M.M. L. Hull (1986). "Analysis of EMG measurements during bicycle pedalling." J Biomech 19(9): 683-94.

Juker, D., S. McGill, P. Kropf & T. Steffen (1998). "Quantitative intramuscular myoelectric activity of lumbar portions of psoas and the abdominal wall during a wide variety of tasks." Med Sci Sports Exerc 30(2): 301-10.

Kautz, S. A., M. E. Feltner & E. F. Coyle (1991). "The pedalling technique of elite endurance cyclists: changes with increasing workload at constant cadence." Int. J. Sport Biomech. 7: 29-53.

Kautz, S. A.M. L. Hull (1995). "Dynamic optimization analysis for equipment setup problems in endurance cycling." J Biomech 28(11): 1391-401.

Kenny, G. P., F. D. Reardon, A. Marion & J. S. Thoden (1995). "A comparative analysis of physiological responses at submaximal workloads during different laboratory simulations of field cycling." Eur J Appl Physiol Occup Physiol 71(5): 409-15.

Koga, S., M. Shiojiri, M. Shibasaki, N. Kondo, Y. Fukuba & J. Barstow (1999). "Kinetics of oxygen uptake during supine and upright heavy exercise." J. Appl. Physiol. 87: 253-260.

Komi, P. V., V. Linnamo, P. Silventoinen & M. Sillanpaa (2000). "Force and EMG power spectrum during eccentric and concentric actions." Med Sci Sports Exerc 32(10): 1757-62.

Komi, P. V.J. H. Vitasalo (1976). "Signal characteristics of EMG at different levels of muscle tension." Acta Physiol Scand 96(2): 267-76.

Kyle, C. R.E. Burke (1984). "Improving the racing bicycle." Mechanical Engineering 109: 35-39.

Laplaud, D., F. Hug & L. Grelot (2006). "Reproducibility of eight lower limb muscles activity level in the course of an incremental pedaling exercise." J Electromyogr Kinesiol 16(2): 158-66.

Li, L. (2004). "Neuromuscular control and coordination during cycling." Res Q Exerc Sport 75(1): 16-22.

Li, L.B. S. Baum (2004). "Electromechanical delay estimated by using electromyography during cycling at different pedaling frequencies." J Electromyogr Kinesiol 14(6): 647-52.

Li, L.G. E. Caldwell (1998). "Muscle coordination in cycling: effect of surface incline and posture." J Appl Physiol 85(3): 927-34.

Li, L., E. C. Van den Bogert, G. E. Caldwell, V. E. R. E.A. & H. J. (1999). "Coordination patterns of walking and running at similar

speed and stride frequency." Human Movement Science 18: 67-85.

135

Linssen, W. H., D. F. Stegeman, E. M. Joosten, H. J. Merks, H. J. ter Laak, R. A. Binkhorst & S. L. Notermans (1991). "Force and fatigue in human type I muscle fibres. A surface EMG study in patients with congenital myopathy and type I fibre predominance." Brain 114 ( Pt 5): 2123-32.

Liu, M. M., W. Herzog & H. H. Savelberg (1999). "Dynamic muscle force predictions from EMG: an artificial neural network approach." J Electromyogr Kinesiol 9(6): 391-400.

Lombard, W. P. (1903). "The action of two-joint muscles." American Physical Education Review 8: 141–145.

Lucia, A., J. Balmer, R. C. Davison, M. Perez, A. Santalla & P. M. Smith (2004). "Effects of the rotor pedalling system on the performance of trained cyclists during incremental and constant-load cycle-ergometer tests." Int J Sports Med 25(7): 479-85.

Lucia, A., J. Hoyos & J. L. Chicharro (2000). "The slow component of VO2 in professional cyclists." Br J Sports Med 34(5): 367-74.

Lucia, A., J. Hoyos & J. L. Chicharro (2001). "Preferred pedalling cadence in professional cycling." Med Sci Sports Exerc 33(8): 1361-6.

Lucia, A., A. F. San Juan, M. Montilla, S. CaNete, A. Santalla, C. Earnest & M. Perez (2004). "In professional road cyclists, low pedaling cadences are less efficient." Med Sci Sports Exerc 36(6): 1048-54.

MacIntosh, B. R., R. R. Neptune & J. F. Horton (2000). "Cadence, power, and muscle activation in cycle ergometry." Med Sci Sports Exerc 32(7): 1281-7.

Marsh, A. P.P. E. Martin (1995). "The relationship between cadence and lower extremity EMG in cyclists and noncyclists." Med Sci Sports Exerc 27(2): 217-25.

Marsh, A. P.P. E. Martin (1998). "Perceived exertion and the preferred cycling cadence." Med Sci Sports Exerc 30(6): 942-8.

Marsh, A. P., P. E. Martin & D. J. Sanderson (2000). "Is a joint moment-based cost function associated with preferred cycling cadence?" J Biomech 33(2): 173-80.

Mileva, K.D. Turner (2003). "Neuromuscular and biomechanical coupling in human cycling: adaptations to changes in crank length." Exp Brain Res 152(3): 393-403.

Miller, T. A., C. L. Wells & P. E. Martin (1988). "The effect of position and cadence on the cardiovascular response of up-hill cyclists." Med. Sci. Sports Exerc. 20: 64-68.

Millet, G. P., C. Tronche, N. Fuster & R. Candau (2002). "Level ground and uphill cycling efficiency in seated and standing positions." Med Sci Sports Exerc 34(10): 1645-52.

Mirka, G. A. (1991). "The quantification of EMG normalization error." Ergonomics 34(3): 343-52.

Mornieux, G., J. A. Guenette, A. W. Sheel & D. J. Sanderson (2007). "Influence of cadence, power output and hypoxia on the joint moment distribution during cycling." Eur J Appl Physiol 102(1): 11-8.

Mornieux, G., K. Zameziati, E. Mutter, R. Bonnefoy & A. Belli (2006). "A cycle ergometer mounted on a standard force platform for three-dimensional pedal forces measurement during cycling." J Biomech 39(7): 1296-303.

Moussay, S., N. Bessot, A. Gauthier, J. Larue, B. Sesboue & D. Davenne (2003). "Diurnal variations in cycling kinematics." Chronobiol Int 20(5): 879-92.

Moussay, S., F. Dosseville, A. Gauthier, J. Larue, B. Sesboue & D. Davenne (2002). "Circadian rhythms during cycling exercise and finger-tapping task." Chronobiol Int 19(6): 1137-49.

Neptune, R. R.W. Herzog (1999). "The association between negative muscle work and pedaling rate." J Biomech 32(10): 1021-6.

Neptune, R. R.M. L. Hull (1995). "Accuracy assessment of methods for determining hip movement in seated cycling." J Biomech 28(4): 423-37.

136

Neptune, R. R.M. L. Hull (1998). "Evaluation of performance criteria for simulation of submaximal steady-state cycling using a forward dynamic model." J Biomech Eng 120(3): 334-41.

Neptune, R. R.M. L. Hull (1999). "A theoretical analysis of preferred pedaling rate selection in endurance cycling." J Biomech 32(4): 409-15.

Neptune, R. R., S. A. Kautz & M. L. Hull (1997). "The effect of pedaling rate on coordination in cycling." J Biomech 30(10): 1051-8.

Newmiller, J., M. L. Hull & F. E. Zajac (1988). "A mechanically decoupled two force component bicycle pedal dynamometer." J Biomech 21(5): 375-86.

Newton, I. (1686). Philosophiae naturalis principia mathematica. Orizio, C.A. Veicsteinas (1992). "Soundmyogram analysis during sustained maximal

voluntary contraction in sprinters and long distance runners." Int J Sports Med 13(8): 594-9.

Patterson, R. P.M. I. Moreno (1990). "Bicycle pedalling forces as a function of pedalling rate and power output." Med Sci Sports Exerc 22(4): 512-6.

Patterson, R. P., J. L. Pearson & S. V. Fisher (1983). "The influence of flywheel weight and pedalling frequency on the biomechanics and physiological responses to bicycle exercise." Ergonomics 26(7): 659-68.

Piednoir, F., G. Meunier & P. Pauget (1998). La bicyclette : pratique et biomécanique du cyclotourisme. Paris, Chiron.

Poirier, E., M. C. Do & B. Watier (2007). "Le passage de la posture classique à la posture danseuse par le cycliste repond-il à une recherche de minimisation de l'effort musculaire. ." science & sport 22: 190-195.

Raasch, C. C.F. E. Zajac (1999). "Locomotor strategy for pedaling: muscle groups and biomechanical functions." J Neurophysiol 82(2): 515-25.

Raasch, C. C., F. E. Zajac, B. Ma & W. S. Levine (1997). "Muscle coordination of maximum-speed pedaling." J Biomech 30(6): 595-602.

Ramakrishnan, H. K.M. P. Kadaba (1991). "On the estimation of joint kinematics during gait." J Biomech 24(10): 969-77.

Rao, G., D. Amarantini & E. Berton (2008). "Influence of additional load on the moments of the agonist and antagonist muscle groups at the knee joint during closed chain exercise." J Electromyogr Kinesiol.

Rao, G., D. Amarantini, E. Berton & D. Favier (2006). "Influence of body segments' parameters estimation models on inverse dynamics solutions during gait." J Biomech 39(8): 1531-6.

Redfield, R.M. L. Hull (1986). "On the relation between joint moments and pedalling rates at constant power in bicycling." J Biomech 19(4): 317-29.

Reinschmidt, C., A. J. van den Bogert, B. M. Nigg, A. Lundberg & N. Murphy (1997). "Effect of skin movement on the analysis of skeletal knee joint motion during running." J Biomech 30(7): 729-32.

Reiser, R. F. (2003). "Instrumented bicycle pedals for dynamic measurement of propulsive cycling loads " Sports Engineering 6: 41-48.

Reiser, R. F., 2nd, J. M. Maines, J. C. Eisenmann & J. G. Wilkinson (2002). "Standing and seated Wingate protocols in human cycling. A comparison of standard parameters." Eur J Appl Physiol 88(1-2): 152-7.

Richards, J. G. (1999). "The measurement of human motion: A comparison of commercially available systems." Human Movement Science 18: 589-602.

Rowe, T., M. L. Hull & E. L. Wang (1998). "A pedal dynamometer for off-road bicycling." J Biomech Eng 120(1): 160-4.

137

Ruby, P.M. L. Hull (1993). "Response of intersegmental knee loads to foot/pedal platform degrees of freedom in cycling." J Biomech 26(11): 1327-40.

Ruby, P., M. L. Hull & D. Hawkins (1992). "Three-dimensional knee joint loading during seated cycling." J Biomech 25(1): 41-53.

Ruby, P., M. L. Hull, K. A. Kirby & D. W. Jenkins (1992). "The effect of lower-limb anatomy on knee loads during seated cycling." J Biomech 25(10): 1195-207.

Ryschon, T. W.J. Stray-Gundersen (1991). "The effect of body position on the energy cost of cycling." Med Sci Sports Exerc 23(8): 949-53.

Sanderson, D. J. (1991). "The influence of cadence and power output on the biomechanics of force application during steady-rate cycling in competitive and recreational cyclists." J Sports Sci 9(2): 191-203.

Sanderson, D. J.A. Black (2003). "The effect of prolonged cycling on pedal forces." J Sports Sci 21(3): 191-9.

Sanderson, D. J.P. R. Cavanagh (1990). "Use of augmented feedback for the modification of the pedaling mechanics of cyclists." Can J Sport Sci 15(1): 38-42.

Sanderson, D. J., E. M. Hennig & A. H. Black (2000). "The influence of cadence and power output on force application and in-shoe pressure distribution during cycling by competitive and recreational cyclists." J Sports Sci 18(3): 173-81.

Sargeant, A. J., A. Charters, C. T. Davies & E. S. Reeves (1978). "Measurement of forces applied and work performed in pedalling a stationary bicycle ergometer." Ergonomics 21(1): 49-53.

Sargeant, A. J.C. T. Davies (1977). "Forces applied to cranks of a bicycle ergometer during one- and two-leg cycling." J Appl Physiol 42(4): 514-8.

Sarre, G., R. Lepers, N. Maffiuletti, G. Millet & A. Martin (2003). "Influence of cycling cadence on neuromuscular activity of the knee extensors in humans." Eur J Appl Physiol 88(4-5): 476-9.

Sarre, G., R. Lepers & J. van Hoecke (2005). "Stability of pedalling mechanics during a prolonged cycling exercise performed at different cadences." J Sports Sci 23(7): 693-701.

Saunders, M. J., E. M. Evans, S. A. Arngrimsson, J. D. Allison, G. L. Warren & K. J. Cureton (2000). "Muscle activation and the slow component rise in oxygen uptake during cycling." Med Sci Sports Exerc 32(12): 2040-5.

Savelberg, H. H.K. Meijer (2003). "Contribution of mono- and biarticular muscles to extending knee joint moments in runners and cyclists." J Appl Physiol 94(6): 2241-8.

Savelberg, H. H., I. G. L. Van de Port & P. J. B. Willems (2003). "Body Configuration in Cycling Affects Muscle Recruitment and Movement Pattern." J Appl Biomech 19(4): 310-324.

Seth, A.M. G. Pandy (2007). "A neuromusculoskeletal tracking method for estimating individual muscle forces in human movement." J Biomech 40(2): 356-66.

Shiavi, R., C. Frigo & A. Pedotti (1998). "Electromyographic signals during gait: criteria for envelope filtering and number of strides." Med Biol Eng Comput 36(2): 171-8.

Smak, W., R. R. Neptune & M. L. Hull (1999). "The influence of pedaling rate on bilateral asymmetry in cycling." J Biomech 32(9): 899-906.

Soden, P. D.B. A. Adeyefa (1979). "Forces applied to a bicycle during normal cycling." J Biomech 12(7): 527-41.

Souissi, N., A. Gauthier, B. Sesboue, J. Larue & D. Davenne (2004). "Circadian rhythms in two types of anaerobic cycle leg exercise: force-velocity and 30-s Wingate tests." Int J Sports Med 25(1): 14-9.

138

Spoor, C. W., J. L. van Leeuwen, C. G. Meskers, A. F. Titulaer & A. Huson (1990). "Estimation of instantaneous moment arms of lower-leg muscles." J Biomech 23(12): 1247-59.

Stapelfeldt, B., G. Mornieux, R. Oberheim, A. Belli & A. Gollhofer (2007). "Development and evaluation of a new bicycle instrument for measurements of pedal forces and power output in cycling." Int J Sports Med 28(4): 326-32.

Stone, C.M. L. Hull (1993). "Rider/bicycle interaction loads during standing treadmill cycling." Journal of Applied Biomechanics 9(3): 202-218.

Stone, C.M. L. Hull (1995). "The effect of rider weight on rider-induced loads during common cycling situations." J Biomech 28(4): 365-75.

Stone, C. K. (1990). Rider/bicycle interaction loads during seated and standing treadmill cycling. Mechanical engineering. Davis, University of california. Master of Science.

Sutarno, C. G.S. M. McGill (1995). "Isovelocity investigation of the lengthening behaviour of the erector spinae muscles." Eur J Appl Physiol Occup Physiol 70(2): 146-53.

Swain, D. P.J. P. Wilcox (1992). "Effect of cadence on the economy of uphill cycling." Med Sci Sports Exerc 24(10): 1123-7.

Tanaka, H., D. R. J. Basset, B. S.K. & B. K. R. Jr. (1996). "Seated versus standing cycling in competitive road cyclists: uphill climbing and maximal oxygen uptake." Can J Appl Physiol. 21(2): 149-54.

Too, D. (1990). "Biomechanics of cycling and factors affecting performance." Sports Med 10(5): 286-302.

Too, D. (1994). "The effect of trunk angle on power production in cycling." Res Q Exerc Sport 65(4): 308-15.

van Ingen Schenau, G. J., P. J. Boots, G. de Groot, R. J. Snackers & W. W. van Woensel (1992). "The constrained control of force and position in multi-joint movements." Neuroscience 46(1): 197-207.

Vigué-Martin (2004). Atlas of Human Anatomy, Desiris. Visser, J. J., J. E. Hoogkamer, M. F. Bobbert & P. A. Huijing (1990). "Length and moment

arm of human leg muscles as a function of knee and hip-joint angles." Eur J Appl Physiol Occup Physiol 61(5-6): 453-60.

Welbergen, E.L. P. Clijsen (1990). "The influence of body position on maximal performance in cycling." Eur J Appl Physiol Occup Physiol 61(1-2): 138-42.

Winter, D. A. (1983). "Moments of force and mechanical power in jogging." J Biomech 16(1): 91-7.

Winter, D. A. (2005). Biomechanics and motor control of human movement, John Wiley & Sons

Winter, D. A.A. E. Patla (1997). "Signal Processing and Linear Systems for the Movement Sciences." Waterloo Biomechanics.

Winter, D. A.D. G. Robertson (1978). "Joint torque and energy patterns in normal gait." Biol Cybern 29(3): 137-42.

Winter, D. A., H. G. Sidwall & D. A. Hobson (1974). "Measurement and reduction of noise in kinematics of locomotion." J Biomech 7(2): 157-9.

Wu, G., S. Siegler, P. Allard, C. Kirtley, A. Leardini, D. Rosenbaum, M. Whittle, D. D. D'Lima, L. Cristofolini, H. Witte, O. Schmid & I. Stokes (2002). "ISB recommendation on definitions of joint coordinate system of various joints for the reporting of human joint motion--part I: ankle, hip, and spine. International Society of Biomechanics." J Biomech 35(4): 543-8.

Wu, G., F. C. van der Helm, H. E. Veeger, M. Makhsous, P. Van Roy, C. Anglin, J. Nagels, A. R. Karduna, K. McQuade, X. Wang, F. W. Werner & B. Buchholz (2005). "ISB recommendation on definitions of joint coordinate systems of various joints for the

139

reporting of human joint motion--Part II: shoulder, elbow, wrist and hand." J Biomech 38(5): 981-992.

Yack, H. J. (1986). The mechanics of two-joint muscles during gait. Waterloo, University of Waterloo.

Zajac, F. E. (2002). "Understanding muscle coordination of the human leg with dynamical simulations." J Biomech 35(8): 1011-8.

Zajac, F. E.M. E. Gordon (1989). "Determining muscle's force and action in multi-articular movement." Exerc Sport Sci Rev 17: 187-230.

Zatsiorsky, V., V. Seluyanov & L. Chugunova (1990). "Methods of determining mass-inertial characteristics of human body segments." Contemporary Problems of Biomechanics: 272-291.

Zatsiorsky, V. M. (2002 ). Kinetics of Human Motion, Human Kinetics

Anne

1 O 75 W

150 W

325 W

exes

Orientation des forcClas

ces appliqssique

quées sur

r la pédalee pour unDanse

n participaeuse

140

ant.

141

2 Les premières bicyclettes, les premières techniques de propulsion. • La draisienne du Baron Von Drais (1817) : Vélocipède avec poussée des jambes

sur le sol.

Rauck, M. (1983). Karl Freiherr Drais von Sauerbronn: Erfinder und Unternehmer (1785–1851). Stuttgart.

• Kirkpatrick MacMillan : Première bicyclette à pédale. Propulsion par mouvement

horizontal des pieds.

Mary Evans Picture Library.59, Tranquil Vale, London SE3 OBS.

• Bicyclette de Pierre Lallement (1870) : Propulsion par des pédales rotatives.

Dodge, P. (2000). La Grande Histoire du vélo, Flammarion.

142

3 Schéma d’un capteur de forces à jauge de contrainte en pont complet.

4 Le vélo et ses différents réglages

c

t

l : Longueur de la manivelle, de l’axe de rotation du pédalier à l’axe de la pédale. h : Hauteur de selle, de l’axe du pédalier à la partie supérieure de la selle suivant l’axe du tube de selle (S). u : largeur du guidon, du milieu de la poignée de frein gauche au milieu de la poignée de frein droite. P : Recul de selle, mesure horizontale entre l’axe du pédalier et le point d’appui selle (S) g : hauteur du guidon, distance entre l’axe de rotation de la roue et la supérieure du guidon. c :Taille du cadre, mesure entre le centre de l’insertion de la tige de selle et le centre de l’insertion de la potence. t : Longueur de la potence, distance horizontale entre le centre de l’insertion de la potence et l’axe longitudinal du guidon (point d’appui des mains dans toutes nos expérimentations).

143

5 Procédure de Dynamique inverse

Modèle cinématique

Modèle cinétique

144

,

Table des symboles

X,Y,Z Axes du repère de référence R0

S0, S1,S2, S3 Manivelle,Cuisse,Jambe,Pied.

−→v 1,−→v 2,−→v 3 Vecteur de référence perpendiculaire à la cuisse, à la jambe,au pied.

−→u 1,−→u 2,−→u 3 Vecteur de référence selon l’axe de la cuisse,de la jambe, dupied.

A1, A2, A3, A4 Grand throcanter, condyle fémoral externe, malléole ex-terne, axe de la pedale.

m1,m2,m3 masse de la cuisse, de la jambe, du pied.

xA1 ,.xA1 ,

..xA1 Position, vitesse et accélération du point A1 selon l’axe x.

yA1 ,.yA1 ,

..yA1 Position, vitesse et accélération du point A1 selon l’axe y.

θ1, θ2, θ3 Respectivement angle de la hanche ,du genou et de la chevillepar rapport à l’horizontal.

θ,.θ,..θ Angle, vitesse angulaire, accélération angulaire.

G1, G2, G3 Respectivement les centres de gravités de la cuisse,de lajambe,du pied.

L1, L2, L3 Longueur de la cuisse, jambe, pied.

l1, l2, l3 Distance Respectivement articulation distale-centre de gra-vité de la cuisse, jambe, pied.

−→M03,

−→M32,

−→M21,

−→M1T Moment du à l’action de la manivelle sur le pied,du pied sur

la jambe,de la jambe sur la cuisse, de la cuisse sur le tronc.

−→W 1,−→W 2,−→W 3 Vecteur rotation de la hanche, du genou et de la cheville.

−→F 03,

−→F 32,

−→F 21,

−→F 1T Résultante des forces exercées par la manivelle sur le pied,le

pied sur la jambe,la jambe sur la cuisse,la cuisse sur le tronc.

145

−→Γ accélération linéaire

IG1 Moment d’inertie de la cuisse au niveau de son centre degravité.

146

Chapitre 1

Segments distaux

1.1 Moment de chaque articulation :

1.1.1 cheville

~δA3(S3/R0) = −→MA3

(pes7→S3) +−→M03 +−→M23 +−−−→A3A4 ∧−→F03 (1.1)

1.1.2 genou

~δA2(S2/R0) + ~δA2

(S3/R0) = −→MA2(pes7→S2) +−→MA2

(pes7→S3)

+−−−→A2A4 ∧−→F03 +−→M03 +−→M12 (1.2)

1.1.3 hanche

−→δA1(S1/R0) + ~δA1

(S2/R0) + ~δA1(S3/R0) = −→

MA1(pes7→S1) +−→MA1

(pes7→S2) +−→MA1(pes7→S3)

+−−−→A1A4 ∧−→F03 +−→M03 +−→MT1 (1.3)

1.2 détail des moments

1.2.1 cheville

Détail de l’équation (1.1) :

147

148 CHAPITRE 1. SEGMENTS DISTAUX

~δA3(S3/R0) = ~δG3

(S3/R0) +m3 ·−→Γ (G3/R0) ∧

−−−→G3A3

Détail :−−→VG3 = −−→VA4+−→ω3∧

−−−→A4G3 = .xA4

−→ex+.yA4−→ey+

.θ3 −→ez∧(−l3−→u3) = .xA4 −→ex+

.yA4−→ey−l3

.θ3 −→v3

−→Γ (G3/R0) = ..xA4−→ex+

..yA4−→ey − l3

..θ3 −→v3 + l3

.θ

23−→u3

m3 ·−→Γ (G3/R0) ∧

−−−→G3A3 = m3 ·

−→Γ (G3/R0) ∧ (−L3 + l3) · −→u3

= m3 · [(−L3 + l3)· ..xA4 · sin θ3 + (L3 − l3)·..yA4

· cos θ3 − (L3 − l3) · (l3..θ3)]−→ez

~δG3(S3/R0) = [IG3

..θ3]−→ez

−→MA3(pes7→S3) = −−−→A3G3∧−m3·g·−→ey = (L3−l3)·−→u3∧(−m3·g)·−→ey = [(−m3·g)·(L3−l3)·cos θ3]−→ez

−−−→A3A4 ∧

−→F03 = L3 · −→u3 ∧

−→F03 = [L3 · (− sin θ3 · F03x + cos θ3 · F03y)]−→ez

1.2.2 genou

suite à l’équation 1.2 :

~δA2(S2/R0) = ~δG2

(S2/R0) +m2 ·−→Γ (G2/R0) ∧

−−−→G2A2

−−→VG2 = −−→VA3+−→ω2∧

−−−→A3G2 = .xA3

−→ex+.yA3−→ey+

.θ2 −→ez∧−l2−→u2 = .xA3

−→ex+.yA3−→ey−l2

.θ2 −→v2

−→Γ (G2/R0) = ..xA3−→ex+

..yA3−→ey − l2

..θ2 −→v2 + l2

.θ

22−→u2

m2 ·−→Γ (G2/R0) ∧ (−L2 + l2) · −→u2 = m2 · [−(L2 − l2)· ..xA3 · sin θ2

+(L2 − l2)·..yA3 · cos θ2

−(L2 − l2) · (l2..θ2)]−→ez

~δG2(S2/R0) = [IG2

..θ2]−→ez

——————————————————–

1.2. DÉTAIL DES MOMENTS 149

~δA2(S3/R0) = ~δG3

(S3/R0) +m3 ·−→Γ (G3/R0) ∧

−−−→G3A2

−→Γ (G3/R0) = ..xA4−→ex+

..yA4−→ey − l3

..θ3 −→v3 + l3

.θ

23−→u3

m3 ·−→Γ G3 ∧

−−−→G3A2 = m3 ·

−→Γ G3 ∧ (−(L3 − l3) · −→u3 − L2 · −→u2)= m3 · [− (L3 − l3)· ..xA4 · sin θ3 − L2·

..xA4 · sin θ2

+ (L3 − l3)·..yA4 · cos θ3 + L2·

..yA4 · cos θ2

− (L3 − l3) · l3..θ3 −l3

..θ3 L2 · cos(θ3 − θ2)

+ L2.θ3

2l3 · sin(θ3 − θ2)] · −→ez

~δG3(S3/R0) = [IG3

..θ3]−→ez

——————————————————–

−→MA2(pes7→S2) = −−−→A2G2∧(−m2·g)·−→ey = (L2−l2)·−→u2∧(−m2·g)·−→ey = [−m2·g·(L2−l2)·cos θ2]−→ez

−→MA2(pes7→S3) = −−−→

A2G3 ∧ (−m3 · g) · −→ey= [(L3 − l3) · −→u3 + L2 · −→u2] ∧ (−m3 · g) · −→ey= [−m3 · g · (L3 − l3) · cos θ3 −m3 · g · L2 · cos θ2]−→ez

−−−→A2A4∧

−→F03 = [L3·−→u3+L2·−→u2]∧−→F03 = −L2·sin θ2·

−−→F03x+L2 cos θ2·

−−→F03y−L3·sin θ3·

−−→F03x+L3 cos θ3·

−−→F03y

1.2.3 hanche

suite à l’équation 1.3 :~δA1

(S1/R0) = ~δG1(S1/R0) +m1 ·

−→Γ (G1/R0) ∧−−−→G1A1

−−→VG1 = −−→VA2+−→ω1∧

−−−→A2G1 = .xA2

−→ex+.yA2−→ey+

.θ1 −→ez∧(−l1−→u1) = .xA2

−→ex+.yA2−→ey−l1

.θ1 −→v1

−→Γ (G1/R0) = ..xA2−→ex+

..yA2−→ey − l1

..θ1 −→v1 + l1

.θ

21−→u1

m1 ·−→Γ (G1/R0) ∧

−−−→G1A1 = m1 ·

−→Γ (G1/R0) ∧ (−L1 + l1) · −→u1

= m1 · [(−L1 + l1)· ..xA2 · sin θ1 + (L1 − l1)·..yA2

· cos θ1 − (L1 − l1) · (l1..θ1)]−→ez

~δG1(S1/R0) = [IG1

..θ1]−→ez

150 CHAPITRE 1. SEGMENTS DISTAUX

——————————————————–

~δA1(S2/R0) = ~δG2

(S2/R0) +m2 ·−→Γ (G2/R0) ∧

−−−→G2A1

−→Γ (G2/R0) = ..xA3−→ex+

..yA3−→ey − l2

..θ2 −→v2 + l2

.θ

22−→u2

m2 ·−→Γ G2 ∧

−−−→G2A1 = m2 ·

−→Γ G2 ∧ (−(L2 − l2) · −→u2 − L1 · −→u1)= m2 · [− (L2 − l2)· ..xA3 · sin θ2 − L1·

..xA3 · sin θ1

+ (L2 − l2)·..yA3 · cos θ2 + L1·

..yA3 · cos θ1

− (L2 − l2) · l2..θ2 −l2

..θ2 L1 · cos(θ2 − θ1)

+ L1.θ2

2l2 · sin(θ2 − θ1)] · −→ez

~δG2(S2/R0) = [IG2

..θ2]−→ez

——————————————————–

~δA1(S3/R0) = ~δG3

(S3/R0) +m3 ·−→Γ (G3/R0) ∧

−−−→G3A1

−→Γ (G3/R0) = ..xA4−→ex+

..yA4−→ey − l3

..θ3 −→v3 + l3

.θ

23−→u3

m3 ·−→Γ G3 ∧

−−−→G3A1 = m3 ·

−→Γ G3 ∧ (−(L3 − l3) · −→u3 − L2 · −→u2 − L1 · −→u1)= m3 · [− (L3 − l3)· ..xA4 · sin θ3 − L2·

..xA4 · sin θ2

+ (L3 − l3)·..yA4 · cos θ3 + L2·

..yA4 · cos θ2

− (L3 − l3) · l3..θ3 −l3

..θ3 L2 · cos(θ3 − θ2)

+ L2.θ3

2l3 · sin(θ3 − θ2) + L1

.θ3

2l3 · sin(θ3 − θ1)

− L1..θ3 l3 · cos(θ3 − θ1)− L1·

..xA4 · sin θ1 + L1·

..yA4 · cos θ1] · −→ez

~δG3(S3/R0) = [IG3

..θ3]−→ez

−→MA1(pes7→S1) = −−−→A1G1 ∧ (−m1 · g) · −→ey = (L1 − l1) · −→u1 ∧ (−m1 · g) · −→ey

= [(−m1 · g) · (L1 − l1) · cos θ1]−→ez

−→MA1(pes7→S2) = −−−→

A1G2 ∧ (−m2 · g) · −→ey= ((L2 − l2) · −→u2 + L1 · −→u1) ∧ (−m2 · g) · −→ey= [−m2 · g · (L2 − l2) · cos θ2 −m2 · g · L1 · cos θ1]−→ez

1.2. DÉTAIL DES MOMENTS 151

−→MA1(pes7→S3) = −−−→

A1G3 ∧ (−m3 · g) · −→ey= ((L3 − l3) · −→u3 + L1 · −→u1 + L2 · −→u2) ∧ (−m3 · g) · −→ey= [−m3 · g · (L3 − l3) · cos θ3 −m3 · g · L2 · cos θ2 −m3 · g · L1 · cos θ1]−→ez

−−−→A1A4 ∧

−→F03 = [L1 · −→u1 + L2 · −→u2 + L3 · −→u3] ∧ −→F03

= −L1 · sin θ1 ·−−→F03x + L1 cos θ1 ·

−−→F03y − L2 · sin θ2 ·

−−→F03x

+L2 cos θ2 ·−−→F03y − L3 · sin θ3 ·

−−→F03x + L3 cos θ3 ·

−−→F03y

——————————————————–

152 CHAPITRE 1. SEGMENTS DISTAUX

Chapitre 2

segment isolé

2.1 Moment de chaque articulation :

2.1.1 cheville

~δA3(S3/R0) = −→MA3

(pes7→S3) +−→M23 +−→M03 +−−−→A3A4 ∧−→F03 (2.1)

2.1.2 genou

~δA2(S2/R0) = −→MA2

(pes7→S2) +−→M12 +−→M32 +−−−→A2A3 ∧−→F32 (2.2)

2.1.3 hanche

~δA1(S1/R0) = −→MA1

(pes7→S1) +−→MT1 +−→M21 +−−−→A1A2 ∧−→F21 (2.3)

2.2 Détail des moments :

2.2.1 cheville

Détail de l’équation (2.1)

~δA3(S3/R0) = ~δG3

(S3/R0) +m3 ·−→Γ (G3/R0) ∧

−−−→G3A3

Détail :

−−→VG3 = −−→VA4+−→ω3∧

−−−→A4G3 = .xA4

−→ex+.yA4−→ey+

.θ3 −→ez∧(−l3−→u3) = .xA4

−→ex+.yA4−→ey−l3

.θ3 −→v3

−→Γ (G3/R0) = ..xA4−→ex+

..yA4−→ey − l3

..θ3 −→v3 + l3

.θ

23−→u3

153

154 CHAPITRE 2. SEGMENT ISOLÉ

m3 ·−→Γ (G3/R0) ∧

−−−→G3A3 = m3 ·

−→Γ (G3/R0) ∧ (−L3 + l3) · −→u3

= m3 · [(−L3 + l3)· ..xA4 · sin θ3 + (L3 − l3)·..yA4

· cos θ3 − (L3 − l3) · (l3..θ3)]−→ez

~δG3(S3/R0) = [IG3

..θ3]−→ez

−→MA3(pes7→S3) = −−−→A3G3∧−m3·g·−→ey = (L3−l3)·−→u3∧(−m3·g)·−→ey = [(−m3·g)·(L3−l3)·cos θ3]−→ez

−−−→A3A4 ∧

−→F03 = L3 · −→u3 ∧

−→F03 = [L3 · (− sin θ3 · F03x + cos θ3 · F03y)]−→ez

2.2.2 genou

Détail de l’équation (2.2)

~δA2(S2/R0) = ~δG2

(S2/R0) +m2 ·−→Γ (G2/R0) ∧

−−−→G2A2

−−→VG2 = −−→VA3+−→ω2∧

−−−→A3G2 = .xA3

−→ex+.yA3−→ey+

.θ2 −→ez∧−l2−→u2 = .xA3

−→ex+.yA3−→ey−l2

.θ2 −→v2

−→Γ (G2/R0) = ..xA3−→ex+

..yA3−→ey − l2

..θ2 −→v2 + l2

.θ

22−→u2

m2 ·−→Γ (G2/R0) ∧ (−L2 + l2) · −→u2 = m2 · [−(L2 − l2)· ..xA3 · sin θ2

+(L2 − l2)·..yA3 · cos θ2

−(L2 − l2) · (l2..θ2)]−→ez

~δG2(S2/R0) = [IG2

..θ2]−→ez

——————————————————–

−→MA2(pes7→S2) = −−−→A2G2∧(−m2·g)·−→ey = (L2−l2)·−→u2∧(−m2·g)·−→ey = [−m2·g·(L2−l2)·cos θ2]−→ez

∑−→F (S3/R0) = m3 ·

−→Γ (G3/R0) donc−→F23 +−→F03 +−→P (pes7→S3) = m3 ·

−→Γ (G3/R0)

−→F32 = −m3 · (

..xA4−→ex+

..yA4−→ey− l3

..θ3 −→v3 + l3

.θ

23−→u3) +F03x

−→ex+F03y−→ey−m3 · g · −→ey

−−−→A2A3 ∧

−→F32 = [−m3L2(− ..xA4 · sin θ2+

..yA4 · cos θ2

−l3..θ3 · cos(θ3 − θ2) + l3

.θ3

2· sin(θ3 − θ2) + g · cos θ2)

−L2 · F03x · sin θ2 + L2 · F03y · cos θ2]−→ez

2.3. FORCE EXERCÉES PAR S3 SUR S2 155

2.2.3 hanche

Détail de l’équation (2.3)

~δA1(S1/R0) = ~δG1

(S1/R0) +m1 ·−→Γ (G1/R0) ∧

−−−→G1A1

−−→VG1 = −−→VA2+−→ω1∧

−−−→A2G1 = .xA2

−→ex+.yA2−→ey+

.θ1 −→ez∧−l1−→u1 = .xA2

−→ex+.yA2−→ey−l1

.θ1 −→v1

−→Γ (G1/R0) = ..xA2−→ex+

..yA2−→ey − l1

..θ1 −→v1 + l1

.θ

21−→u1

m1 ·−→Γ (G1/R0) ∧ (−L1 + l1) · −→u1 = m1 · [−(L1 − l1)· ..xA2 · sin θ1

+(L1 − l1)·..yA2 · cos θ1

−(L1 − l1) · (l1..θ1)]−→ez

~δG1(S1/R0) = [IG1

..θ1]−→ez

——————————————————–

−→MA1(pes7→S1) = −−−→A1G1∧(−m1·g)·−→ey = (L1−l1)·−→u1∧(−m1·g)·−→ey = [−m1·g·(L1−l1)·cos θ1]−→ez

∑−→F (S2/R0) = m2 ·

−→Γ (G2/R0) donc−→F12 +−→F32 +−→P (pes7→S2) = m2 ·

−→Γ (G2/R0)

−→F21 = −m2 · (

..xA3−→ex+

..yA3−→ey− l2

..θ2 −→v2 + l2

.θ

22−→u2) +F32x

−→ex+F32y−→ey−m2 · g · −→ey

−−−→A1A2 ∧

−→F21 = [−m2L1(− ..xA3 · sin θ1+

..yA3 · cos θ1 − l2

..θ2 · cos(θ2 − θ1) + l2

.θ2

2· sin(θ2 − θ1))

−L1 · g ·m2 · cos θ1 − L1 · F32x · sin θ1 + L1 · F32y · cos θ1]−→ez

——————————————————–

——————————————————–

2.3 Force exercées par S3 sur S2

−→F 32x = −→F 32 • −→ex = −m3 · (

..xA4 +l3

..θ3 · sin θ3 + l3

.θ3

2· cos θ3) · −→ex+−→F 03x

−→F 32y = −→F 32 • −→ey = −m3 · (

..yA4 −l3

..θ3 · cos θ3 + l3

.θ3

2· sin θ3 + g) · −→ex+−→F 03y

156 CHAPITRE 2. SEGMENT ISOLÉ

2.4 Moments inertie issues des tables de Winter

IG3 = m3 · ρ23 = m3 · (0, 475 · L3)2 = 0, 0145 ·m · (0, 475 · L3)2

IG2 = m2 · ρ22 = m2 · (0, 302 · L2)2 = 0, 0465 ·m · (0, 302 · L2)2

IG1 = m1 · ρ21 = m1 · (0, 323 · L1)2 = 0, 1 ·m · (0, 323 · L1)2

Auteur : POIRIER Eric

Résumé :

Influence de paramètres biomécaniques et électrophysiologiques sur la

technique de propulsion: Transition de la posture classique vers la posture danseuse chez le cycliste.

L’objectif de ce travail est de tenter d’identifier les facteurs qui sous‐tendent les adaptations posturales lors de la propulsion du cycliste et notamment lors du passage de la posture classique vers la posture danseuse. Cette adaptation posturale est‐elle liée à une recherche de création de forces supplémentaires et/ou permet‐elle une économie musculaire? Pour aborder ce questionnement, il a été développé du matériel expérimental permettant de mesurer les contraintes mécaniques à l’interface entre le cycliste et la bicyclette. Ce matériel nous a permis d’enregistrer et d’analyser les paramètres mécaniques (moments articulaires et puissance) et physiologiques (EMG, rythme cardiaque) de chacune des postures lors de tests où la puissance mécanique est incrémentée. Les résultats montrent que l’utilisation de la posture danseuse crée des configurations musculo‐squelettiques plus adaptées au développement de puissances qu’en posture classique. L’élévation de la puissance développée est liée à l’augmentation de la contrainte musculaire. Cette augmentation de contrainte invalide l’hypothèse d’économie musculaire à l’origine du choix postural. L’analyse de l’activité électromyographique montre une répartition différente des efforts entre les groupes musculaires en danseuse. Le biceps femoris (acteur essentiel de la propulsion) voit son activité diminuer en durée d’activation et en intensité de ses contractions ce qui augmente sa phase de repos. Cependant, l’amplitude de l’EMG de la majorité des muscles étudiés a augmenté. Face à l’augmentation de la résistance à l’avancement de la bicyclette, les adaptations mécaniques réalisables en posture classique sont contraintes par la présence de l’appui sur la selle. La transition vers la posture danseuse permet une nouvelle organisation des leviers anatomiques ce qui entraîne une économie musculaire locale (biceps femoris). Cette nouvelle répartition de l’effort entre les différents muscles expliquerait la transition de la posture classique vers la posture danseuse.

Mots‐clés : Cyclisme, pédalage, propulsion, posture, dynamique inverse, biomécanique.

Discipline : Sciences et Techniques des Activités Physiques et Sportives

Thèse soutenue à l’Université Paul Sabatier, TOULOUSE III le 03/09/09.

Laboratoire Adaptation Perceptivo Motrice Apprentissage EA3691, Université Paul Sabatier, 118 route de Narbonne, 31062, Toulouse cedex 4

Sous la co‐direction de : DO Manh Cuong WATIER Bruno