Évaluation du profil biomécanique du coureur cycliste

THÈSE

Pour l'obtention du grade deDOCTEUR DE L'UNIVERSITÉ DE POITIERS

UFR des sciences fondamentales et appliquéesPôle poitevin de recherche pour l'ingénieur en mécanique, matériaux et énergétique - PPRIMME

(Poitiers)(Diplôme National - Arrêté du 7 août 2006)

École doctorale : Sciences et ingénierie en matériaux, mécanique, énergétique et aéronautique -SIMMEA (Poitiers)

Secteur de recherche : Biomécanique et bio-ingénierie

Présentée par :Julien Bernard

Évaluation du profil biomécanique du coureur cycliste

Directeur(s) de Thèse :Patrick Lacouture, Arnaud Decatoire

Soutenue le 25 juin 2015 devant le jury

Jury :

Président Simon Bouisset Professeur émérite, Université de Paris Sud

Rapporteur William Bertucci Maître de conférences, Université de Reims

Rapporteur Juan-Lopez Garcia Profesor, Universidad de León

Membre Patrick Lacouture Professeur des Universités, Université de Poitiers

Membre Arnaud Decatoire Ingénieur de recherche, Université de Poitiers

Membre Frédérique Hintzy-Cloutier Maître de conférences, Université de Savoie

Pour citer cette thèse :Julien Bernard. Évaluation du profil biomécanique du coureur cycliste [En ligne]. Thèse Biomécanique etbio-ingénierie. Poitiers : Université de Poitiers, 2015. Disponible sur Internet <http://theses.univ-poitiers.fr>

false

THESE pour l’obtention du Grade de

DOCTEUR DE L’UNIVERSITE DE POITIERS

(Faculté des Sciences Fondamentales et Appliquées)

(Diplôme National - Arrêté du 7 août 2006)

Ecole Doctorale : Sciences et Ingénierie en Matériaux, Mécanique, Energétique et

Aéronautique

Secteur de Recherche : Biomécanique et Bio-Ingénierie

Présentée par :

Julien BERNARD

Evaluation du profil biomécanique du coureur cycliste

Directeur de thèse : Patrick LACOUTURE

Co-encadrant de thèse : Arnaud DECATOIRE

Soutenue le 25 juin 2015 devant la Commission d’Examen

Jury

Rapporteurs :

William Bertucci, Maître de conférences, HDR, Université de Reims

Juan-Lopez Garcia, Professeur des universités, Université de Léon

Examinateurs :

Frédérique Hintzy, Maitre de conférences, Université de Savoie

Simon Bouisset, Professeur émérite, Université de Paris Sud

Patrick Lacouture, Professeur des universités, Université de Poitiers

Arnaud Decatoire, Ingénieur de recherche, Université de Poitiers

R e m e r c i e m e n t s | 5

Remerciements

Cette thèse a été réalisée au sein de l’équipe Robotique Biomécanique Sport et Santé

du département « Génie Mécanique et Systèmes Complexes » de l’institut Pprime (UPR

3346). Je remercie Yves GERVAIS, Directeur de Pprime et Said ZEGLHOUL, Directeur du

département, de m’avoir accueilli dans le laboratoire.

Ce travail n’aurait pu avoir lieu sans le financement accordé à l’équipe par l’Agence

Française de Lutte contre le Dopage et complété par l’Europe à travers le programme

opérationnel FEDER Poitou-Charentes, qui a également accompagné ce projet de recherche.

J’exprime ici toute ma gratitude aux personnes qui nous ont fait confiance.

Je témoigne ma reconnaissance aux membres du jury, Mme Frédérique Hintzy, Mrs

William Bertucci, Juan-Lopez Garcia et Simon Bouisset, pour avoir accepté de participer au

jury montrant ainsi l’intérêt qu’ils portaient à ce travail de thèse.

Je remercie également le Docteur Marie-Carol Paruit, ses collaborateurs Daniel Cornu

et Sylvain Louvet sans oublier l’équipe paramédicale de l’Institut Régional de Médecine du

sport des Pays de la Loire, sans qui ce travail n’aurait pas pu se réaliser dans toute sa

dimension scientifique que l’on souhaitait lui apporter.

Je remercie, bien entendu, les cyclistes de l’équipe Vendée U qui ont bien voulu

participer aux expérimentations dans le cadre de leur suivi médical.

Mes plus grands remerciements vont à Patrick Lacouture et Arnaud Decatoire. Avec

Patrick, l’histoire a débuté il y a plus de 5 ans, alors que je n’étais qu’un jeune étudiant en

master. Il m’a fait découvrir la recherche et m’a fait partager sa passion pour celle-ci. Je

n’oublierai pas les heures passées à lire des courbes, à en comprendre le sens et surtout « d’où

ça vient ?». Sa confiance, ses questionnements, sa finesse de lecture et de compréhension, sa

patience, m’ont fait mûrir.

R e m e r c i e m e n t s | 6

Avec Arnaud, que d’heures passées devant les lignes de codes, à préparer des

expérimentations qui fonctionnent et à répondre à mes nombreuses - le terme est faible -

questions. Sa méthodologie, sa rigueur et sa maitrise de MatLab ont été des atouts majeurs

dans la réalisation de ce travail.

Merci aux membres de l’équipe du labo : Laëtitia, Tony, Mathieu D, Floren, Khalil,

Vincent, Franco, Sébastien, Arsène, Mathieu M, Alexis, Mathias et David, pour nos

conversations, vos conseils et votre écoute si précieux. Mais surtout à Chris pour m’avoir

transmis ses connaissances expérimentales et mis sur les bons rails.

Je remercie aussi les « potes du hand », surtout le noyau dur : les Betoulle, la grande

famille des Repoussard, les Touzeau, Rapha, … Sans forcément comprendre le pourquoi et le

comment de mon travail, vous m’avez permis de décompresser le week-end.

Je remercie également ma famille et surtout mes parents. Vous avez toujours cru en

moi, vous m’avez poussé. Ce travail est aussi le fruit de vos encouragements et de votre

amour.

A Audrey et notre fils Corentin, pour votre soutien, ô combien précieux !!!

T a b l e d e s m a t i è r e s | 7

Table des matières

Remerciements 5

Table des matières 7

Notation 11

Avant-propos 15

Chapitre I : Revue de littérature

I-1 La performance sportive 19 I-1.1 L’analyse biomécanique de la performance en cyclisme 20 I-1.2 Objectifs des travaux 26 I-2 L’analyse biomécanique du cyclisme en laboratoire 28 I-2.1 La mesure des interactions entre le cycliste et la bicyclette 30 I-2.2 Les différents tests d’évaluation du cycliste 33 I-2.3 Le choix de la cadence de pédalage 39

Chapitre II : Méthodologie de la recherche

II -1 Le choix et pertinence des outils de mesures retenus 43 II -1.1 L’ergocycle et les capteurs associés 45 II -1.2 Le système cinématographique 50 II -1.3 La synchronisation des signaux 51 II -2 La validation des capteurs I-Crankset 52 II -2.1 La méthode 53 a. Matériel 54 b. Protocole 55 c. Acquisition des données 55 d. Analyse statistique 56 II -2.2 La comparaison des couples 57 II -2.3 La comparaison des vitesses angulaires 60 II -2.4 La comparaison des puissances mécaniques externes 61 II -2.5 La comparaison des travaux mécaniques externes 68 II -2.6 Le bilan 69 II -3 Les modèles biomécaniques retenus 73 II -3.1 Le choix du référentiel global 73 II -3.2 La modélisation du cycliste 75 II -4 Conclusion 79


Chapitre III : Analyse biomécanique du mouvement de pédalage

III -1 Etude de la force produite à la pédale 82 III -1.1 Revue de littérature 82 III -1.2 Proposition théorique de la provenance de la force à la pédale. 88 III -2 Analyse énergétique mécanique du mouvement de pédalage 94 III -2.1 Revue de littérature 94 III -2.2 Cadre théorique du calcul des efforts et puissances articulaires 98 III -2.2.1 Les données initiales 99 III -2.2.2 Evaluation des efforts articulaires nets par dynamique inverse

(récurrence ascendante). 100

a. Principe de calcul 101

b. Calcul de 01 ii SS F , force articulaire nette en Ai dans R0 101

c. Calcul de )(iii SSA 1

0 FM , moment articulaire net en Ai dans R0 102

d. Calcul deiAP , puissance articulaire nette à l’articulation Ai, dans R0 103

e. Les outils statistiques utilisés 104 III -3 Analyse des puissances instantanées mises en jeu en cyclisme et

application du théorème de l’énergie cinétique. 106

III -3.1 Expression littérale des puissances externes 106

III -3.2 Expression de l’énergie cinétique totale, CTEcS du système Sc 107

III -3.3 Expression littérale de la puissance )P( intSv F des efforts internes au système

Sc

108

III -3.4 Le théorème de l’énergie cinétique au système Sc 108 III -3.5 Réflexions sur une proposition simplifiée de calcul de la puissance produite par le cycliste.

109

Chapitre IV : Effet d’un test incrémentiel sur le mouvement de pédalage

IV -1 Le protocole expérimental 112 IV -2 Relation entre la technique de pédalage et la production de force à la

pédale 115

IV-2.1 Analyse des contributions des poids et des quantités d’accélération des segments : cuisse, jambe, pied et haut du corps.

117

IV-2.1.1 Contribution des cuisses 117 IV-2.1.2 Contribution des jambes 122 IV-2.1.2 Contribution des pieds 125

IV-2.1.3 Bilan des contributions des membres inférieurs 128 IV-2.1.4 Contribution du haut du corps 129

IV-2.2 Analyse des contributions des forces d’interaction selle/bassin, cintres/mains.

132

IV-2.3 Bilan 133


IV -3 L’approche énergétique 139 IV-3.1 Rappel du contexte expérimental 139 IV-3.2 Analyse des puissances mécaniques externes 141 IV-3.3 Analyse de la cinématique articulaire 146

a. Les angles articulaires 146 b. Analyse des vitesses articulaires 149

IV-3.4 Analyse de la dynamique interne : couple et puissance articulaire 151 a. Les couples articulaires 151 b. Les puissances articulaires 154

Conclusion générale et perspective 165

Communications personnelles 171

Bibliographie 173

Annexe A : Evaluation du moment et de la puissance exercés au pédalier, calculé en

C3 dans R0 184

Annexe B1 : Puissance mécanique externe droite, gauche et totale 191

Annexe B2 : Angles articulaires de la hanche, genou et cheville du côté droit 202

Annexe B3 : Vitesses articulaires de la hanche, du genou et de la cheville du côté droit

213

Annexe B4 : Couples articulaires de la hanche, du genou et de la cheville du côté droit

224

Annexe B5 : Puissances articulaires de la hanche, du genou et de la cheville du côté droit

235

Annexe B6 : Indice de contribution articulaire 246

Annexe C : Apport de l’analyse en 3D par rapport à l’analyse en 2D 249

| 10

N o t a t i o n s | 11

Notations

R0 {O ; X0 ; Y0 ; Z0} Référentiel lié à l’ergomètre

R Ci {C i ; XCi ; YCi ; ZCi} Référentiel lié au capteur i 1 → Pédale droite 2 → Pédale gauche 3 → Manivelles 4 → Cintre droit 5 → Cintre gauche 6 → Selle

R i {A i ; Xi ; Yi ; Zi} Référentiel lié au segment i centré à l’extrémité distale A

RVicon Référentiel lié au système de capture de mouvement Vicon

t Temps (s)

Si {mi ; Gi ; iI} Segment i, de masse m, de centre de masse G et de matrice

d’inertie I 1 → Pied droit 2 → Jambe droite 3 → Cuisse droite 4 → Pied gauche 5 → Jambe gauche 6 → Cuisse gauche 7 → Pelvis 8 → Tronc 9 → Main droite 10 → Avant-bras droit 11 → Bras droit 12 → Main gauche 13 → Avant-bras gauche 14 → Bras gauche 15 → Tête

Matrice d’inertie du segment i calculée en j, exprimée dans le repère R k

i Є {S1 à S15} j Є {G1 à G15} k Є {0 à 15}


Force d’action du capteur i sur le segment j exprimée dans le repère R k

i Є {1 ; 2 ; 4 ; 5 ; 6} j Є {1 ; 4 ; 7 ; 9 ; 12} k Є {C1 à C6 ; 0 à 15}

Force d’action du segment i sur le segment j exprimée dans le repère R k

i Є {1 à 15} j Є {1 à 15} k Є {1 à 15}

UtF, NpF Force utile, Force non-propulsive

3

ji

CSC

Eq F , 3

i

CG

Eqaim , 3

i

CG

Eqgim Force, quantité d’accélération et poids équivalents utiles

Fext, Fint Somme des forces externes et internes au système étudié

Moment en i du segment k sur le segment m exprimé dans le repère R j

i Є {C1 à C6 ; A1 à A15} j Є {C1 à C6 ; 1 à 15} k Є {1 à 15} m Є {1 à 15}

Moment en i d’action du capteur k sur le segment m exprimé dans le repère R j

i Є {C1 à C6 ; A1 à A15} j Є {C1 à C6 ; 0 à 15} k Є {1 ; 2 ; 4 ; 5 ; 6} m Є {1 ; 4 ; 7 ; 9 ; 12}

03CM ou Couple SRM Moment résultant exercé au pédalier exprimé dans R 0 ou

directement mesurer par le système SRM

ou Matrice de passage du repère R i au repère R j i Є {0 ; C1 à C6 ; 1 à 15} j Є {0 ; C1 à C6 ; 1 à 15}

Moment cinétique du segment i calculé en j, exprimé dans le repère R k

i Є {S1 à S15} j Є {G1 à G15} k Є {0 à 15}

Vitesse angulaire du segment i calculée en j, exprimée dans le repère R k

i Є {S1 à S15} j Є {G1 à G15} k Є {0 à 15}


Vitesse angulaire intersegmentaire exprimée dans R0 (entre le segment Si-1 et Si)

OGi Position du centre de gravité segmentaire Gi dans le référentiel R0

Vitesse du centre de gravité segmentaire Gi dans le référentiel R0

Accélération du centre de gravité segmentaire Gi dans le référentiel R0

Omd et Omg Intersections de l’axe des pédales droite et gauche avec les manivelles droite et gauche

Position du centre articulaire Ai dans le référentiel R0

Vitesse du centre articulaire Ai dans le référentiel R0

P Poids du système

P ; Pmext totale ; PmextD ; PmextG ; Pi

Puissance, Puissance mécanique externe totale, Puissance mécanique externe droite, Puissance mécanique externe gauche, Puissance à l’articulation i

CTcS E Energie cinétique totale du système cycliste

intECSc , Cext

Sc E Energie cinétique interne et externe au système étudié

Travail des forces externes appliquées au système étudié

Γ Torseur des efforts (forces et moments)

max2VO

Consommation maximale d’oxygène

kipCMC Coefficient multiple de corrélation inter-protocole calculé

pour le paramètre k

| 14

A v a n t - p r o p o s| 15

Avant-propos

Les problématiques scientifiques qui étudient la biomécanique du mouvement de

pédalage en cyclisme ont fait et font toujours l’objet de nombreux travaux. Il suffit d’entrer

les mots clés dans les divers moteurs de recherche pour constater le nombre important

d’articles scientifiques et techniques portant sur cette thématique. Ces travaux touchent de

nombreux domaines, technologique par exemple pour l’amélioration du matériel qui a

considérablement évolué (légèreté, rigidité, forme, profilé, etc.), physiologique pour

l’amélioration des capacités physiques, l’évaluation des paramètres physiologiques et des

rendements énergétiques en fonction des styles de pédalage (position assise, en danseuse, par

exemple) et biomécanique pour l’expertise en particulier de l’efficacité de mouvement de

pédalage. Le travail présenté s’inscrit dans ce dernier champ scientifique : la biomécanique du

mouvement.

Depuis quelques années, le laboratoire RoBioSS au sein duquel j’ai effectué ces

travaux de thèse, a investi depuis 2001, la problématique du cyclisme à travers le déroulement

de trois thèses. La première portée par A. Riquet, (Riquet [2001]) a proposé une étude critique

des tests de type charge-vitesse exécutés sur ergocycle. Ces travaux ont montré, en particulier,

les écarts entre les puissances mécaniques externes développées au pédalier et celles retenues

lors de ces tests assimilées à la puissance exercée sur la roue d’inertie des ergocycles de type

Monark, par exemple. Ces travaux ont proposé également une méthode expérimentale afin de

caractériser mécaniquement ces ergocycles en évaluant les moments de frottement et d’inertie

de la roue et le coefficient de friction. La seconde thèse (Boucher [2005]), compte tenu de la

nécessité de mesurer distinctement les efforts générés aux pédales, s’est orientée sur la mise

en point d’une chaine de mesure dynamométrique. Ce travail a conduit à la création de la

société SENSIX spécialisée dans la mise au point de capteurs et des plateformes de force de

haute précision. La dernière thèse soutenue (Louvet [2007]) s’est centrée sur le couplage entre

les différents paramètres mécaniques, physiologiques et respiratoires au cours d’un test de

longue durée.


La poursuite de ces travaux dans l’analyse biomécanique du mouvement de pédalage a

bénéficié de l’opportunité d’un appel à projet, porté par l’Agence Française de la Lutte contre

le Dopage (AFLD), et initié par le groupe de travail de l’agence « Biomécanique et

physiologie énergétique » dont les objectifs est de « [SIC] se réarmer vis-à-vis du dopage en

adoptant des démarches qui se veulent originales et concrètes, notamment en se plaçant du

point de vue de l’entourage scientifique de sportifs dopés. Il s’agit de passer de la suspicion à

la preuve, en questionnant la notion des limites physiologiques humaines et de leur

dépassement » en se focalisant sur le thème « [SIC] Travail, puissance et rendement

énergétique et Expérimentation.».

En réponse à cet appel à projet, nous avons déposé un programme de recherche qui a été

retenu par la commission scientifique de l’agence. L’objectif général du programme est

l’évaluation du profil biomécanique du coureur cycliste par mesures en laboratoire, puis in

situ. Il s’agissait d’aborder les questions d’une part, sur la compréhension du mouvement de

pédalage et d’autre part, sur l’évaluation énergétique mécanique selon le protocole des tests

établi par la Fédération Française de Cyclisme pour l’obtention de la licence de cyclisme.

Ces deux grandes questions ont animé le déroulement des travaux de thèse et constituent les

chapitres III et IV de ce mémoire. Ces deux chapitres présentent une revue de littérature qui

leur est propre.

Ainsi, nous proposons d’organiser ce mémoire de la manière suivante. Le premier chapitre est

consacré à une revue de littérature centrée sur l’analyse de la performance en cyclisme en se

limitant, au regard de notre étude, aux aspects biomécaniques de la performance, aux mesures

des interactions cycliste/vélo et aux choix des protocoles de tests. Le chapitre II présente la

méthodologie retenue en précisant les outils de mesure, les modèles cinématiques et

dynamiques retenus. Une validation des capteurs utilisés pour évaluer les grandeurs

dynamiques exercées au pédalier (couple, puissance mécanique) est discutée. Le troisième

chapitre est une contribution théorique sur l’analyse biomécanique du mouvement de

pédalage évaluée en termes de forces produites à la pédale et d’énergies mécaniques

produites. Le chapitres IV aborde, sur la base des éléments théoriques proposés au précédent

chapitre, deux études de cas. La première présente, à partir d’un exemple, une évaluation

quantitative des contributions des quantités d’accélération segmentaires, du poids des

segments et des forces d’interaction selle/bassin et cintre/mains aux forces produites aux


pédales ; une interface permettant d’interpréter les résultats est proposée qui pourrait être une

aide au réglage d’une posture optimale du cycliste. La seconde étude analyse l’influence du

test incrémental sur le profil biomécanique énergétique des cyclistes ; deux cyclistes sont

analysés et l’ensemble des résultats est présenté en annexe. Des conclusions partielles à

chacun de ces chapitres sont proposées. Enfin, ce dernier est finalisé par une conclusion

générale et des perspectives possibles à court et moyen termes compte tenu de l’évolution

actuelle du plateau technique.

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Chapitre I Revue de littérature Sommaire

I-1 La performance sportive I-1.1 L’analyse biomécanique de la performance en cyclisme

I-1.2 Objectif des travaux I-2 L’analyse biomécanique du cycliste en laboratoire I-2.1 La mesure des interactions entre le cycliste et la bicyclette I-2.2 Les différents tests d’évaluation du cycliste I-2.3 Le choix de la cadence de pédalage

I-1. La performance sportive

Lorsque l’on questionne les sportifs sur leur performance, leur réponse se présente le

plus souvent sous la forme d’un classement, d’un temps ou d’une distance parcourue, données

codifiées par les règlements fédéraux. Platonov V.N. (1984) définit la performance sportive

comme étant « les possibilités maximales d'un individu dans une discipline à un moment

donné de son développement ». Cette définition fait référence à trois principaux éléments ; le

premier d’entre eux implique les capacités maximales qu’un individu peut solliciter, ainsi «

[…] On peut parler de performance, quel que soit le niveau de réalisation, dès l’instant où

l’action optimise le rapport entre les capacités physiques d’une personne et une tâche

sportive à accomplir» [Billat V., 2003]. En d’autres termes, la performance doit prendre en

compte l’individu et ne pas se limiter seulement à son classement ; ainsi, réaliser un 10km en

course à pied en 45mn peut être une performance pour certains coureurs car elle sollicite de

manière optimale leurs capacités, ce qui n’est pas forcément le cas pour d’autres coureurs. Le

second élément concerne la discipline sportive ; ainsi, la performance doit aussi prendre en

compte le contexte de sa réalisation, à savoir la discipline et les conditions matérielles avec

C h a p i t r e I | 20

lesquelles le sujet évolue ; conditions qui peuvent induire de fortes contraintes. Enfin, le

troisième élément fait état du développement de l’individu à un instant donné, qui, de manière

générale, s’appuie sur les transformations psychomotrices, physiologiques et

anthropométriques qui évoluent tout au long de la vie. Nous pouvons aussi inclure à ce niveau

de discussion la notion d’entrainement, et à travers elle, l’identification des paramètres à

optimiser que l’entraineur cherche à perfectionner, à modifier ou simplement à entretenir.

Cela est résumé dans les propos tenus par Weineck [Weineck, 1997]: « La capacité de

performance sportive représente le degré d'amélioration possible d'une certaine activité

motrice sportive et, s'inscrivant dans un cadre complexe, elle est conditionnée par une

pluralité de facteurs spécifiques ». La performance est effectivement le résultat d’un

processus complexe, impliquant différents paramètres, qu’ils soient physiques,

physiologiques, psychologiques, tactiques ou encore technologiques. Cet aspect multifactoriel

de la performance rend son analyse scientifique particulièrement délicate. Dans ce contexte,

nous faisons le choix de limiter la notion de performance au fait que le sujet soit capable de

réaliser la tâche imposée par un test, par exemple. Par ailleurs, la démarche scientifique

impose, pour étudier l’influence de tel ou tel facteur sur la performance, de pouvoir fixer les

autres paramètres dans la mesure du possible ; cela nous conduira à préciser les conditions

expérimentales retenues au cours de ce travail.

Qu’en est-il de la performance en cyclisme ? Afin d’aborder cette question, nous

proposons, d’un point de vue biomécanique, de présenter, au paragraphe suivant, les enjeux

théoriques et expérimentaux indispensables à l’analyse de la performance en cyclisme afin

d’identifier les différents paramètres mis en jeu.

I-1.1 L’analyse biomécanique de la performance en cyclisme

Comme pour toute activité humaine, la principale source d’énergie en entrée provient

du métabolisme suite à une succession de réactions physico-chimiques mettant principalement

en jeu les apports d’oxygène, de glucide et de lipide. Sans entrer dans les détails, ces réactions

produisent des moles d’adénosine triphosphate (ATP), qui en libérant de l’énergie, permettent

la contraction musculaire, et ainsi la mise en mouvement des segments corporels. L’énergie

de sortie est alors celle qui est évaluée biomécaniquement aux articulations mises en


mouvement par les muscles aussi appelés les actionneurs. Plusieurs approches permettent

d’accéder au calcul de cette énergie mécanique de sortie. Ce point est discuté aux chapitres III

et IV de ce mémoire.

Ainsi, par ce processus énergétique, le cycliste bénéficie d’une source d’énergie en

entrée fournie par le métabolisme indispensable pour mettre en action les groupes musculaires

qui mobilisent principalement les membres inférieurs, mouvements qui peuvent être analysés

sur la base de modèles cinématique et dynamique et caractérisés, par exemple, en évaluant les

puissances articulaires. Le cycliste peut alors délivrer une puissance mécanique restituée au

pédalier pour déplacer le système « cycliste et bicyclette ».

Tout d’abord, il est important de spécifier le système étudié qui peut être uniquement

la bicyclette Sv ou le couple « cycliste + bicyclette» noté Sc+v.

La figure 1 représente l’ensemble des efforts, internes et externes au système Sc+v

indispensables pour produire le mouvement.

Figure 1 : Efforts internes (bleu) et externes (rouge) qui s’exercent sur le système « cycliste +

vélo ». Aux efforts internes doivent être ajoutés les efforts articulaires nets non représentés

sur la figure.


Nous trouvons pour les efforts externes :

- le poids du cycliste noté 0cP appliqué au centre de gravité du cycliste ;

- le poids de la bicyclette noté 0vP appliqué au centre de gravité de la bicyclette ;

- la force de trainée aérodynamique notée 0caéroF appliquée au centre de gravité du

cycliste ;

- la force de trainée aérodynamique notée 0vaéroF appliquée au centre de gravité de la

bicyclette ;

- les forces de résistances au roulement appliquées aux contacts roue/sol notées 0R1

F et

0R2

F qui se décomposent respectivement, sur les roues arrière et avant, en forces

normales au sol, 0R1

N et 0R2

N et tangentielles au sol : 0R1

T et 0R2

T . Ces forces

dépendent du type de sol, de pneu et de leur pression et de leur taux d’usure.

- les forces d’adhérence ou forces motrices, actions du sol sur les roues, notées :

0m1

F et 0m2

F , résultat des forces produites par le cycliste sur les pédales.

Pour les efforts internes :

- les efforts exercés aux interactions guidon/mains se définissent par le torseur

mains/GuidonΓ associant la résultante des forces et des moments de ces forces ;

- les efforts exercés au niveau du selle/fesses définis par fesses/selleΓ ;

- les efforts exercés par les pédales droite et gauche sur les pieds définis par le torseur

pieds/péda lesΓ . Les pieds sont bloqués dans les pédales par l’intermédiaire des cales

automatiques. 1

11

CSC F et 2

42

CSC F sont les forces d’action des pédales sur les pieds.

Ces forces sont mesurées dans le référentiel propre à chaque capteur pédale ; Elles

sont projetées dans le référentiel de la manivelle, pour obtenir les 3 composantes :

transverse, radiale et normale à la manivelle. Seules les composantes normales créent

respectivement un couple du côté doit et gauche par rapport à l’axe du pédalier et in

fine, un couple résultant 03CM est porté par l’axe du pédalier;


- les efforts articulaires, forces et moments articulaires caractérisés par les forces de

contact os/os, les forces dues aux éléments passifs (ligaments) et les forces

musculaires et les moments de ces forces par rapport à l’axe de rotation de chaque

articulation. Ces efforts articulaires globalisés, aussi appelés efforts articulaires nets

peuvent être évalués soit dans R0, soit dans le référentiel associé à l’articulation

considérée notée Ri.

Pour aller plus loin dans l’analyse, nous proposons des simplifications et quelques

hypothèses facilitant la formulation des différentes interactions entre les deux systèmes,

cycliste et bicyclette et les milieux environnants. Ainsi, le centre de gravité du système étudié,

Sc+v, peut être confondu avec celui du cycliste, la masse de ce dernier pouvant être 7 à 10 fois

supérieure à celle de la bicyclette. Ainsi, nous résumons les interactions suivantes à travers les

forces globales de résistance et motrices au système Sc+v :

- la force globale résistante 0rF composée de :

o la force aérodynamique 0aéroF qui s’oppose au déplacement du système Sc+v et

qui globalise les forces 0 caéroF et 0vaéroF ;

o la projection du poids0vcP , appliqué au centre de gravité de Sc+v, qui s’oppose

également au déplacement lors d’une montée éventuelle de pente d’angle ,

telle que sing0vc mP ;

o les résistances globales aux roulements des pneus sur la route, caractérisées par

0RT .

- les forces d’adhérence ou motrices : ces forces motrices, rapportées à la force motrice

résultante 0mF (Figure 2), s’opposent à la force globale résistante0

rF .

Ainsi selon le PFD, la quantité d’accélération globale du système Sc+v, 0G vc

m a est

égale, à chaque instant, au bilan des forces motrices et résistives, soit 0mF et 0

rF :

0G

0r

0m vc

m aFF


Pour les efforts internes :

Les efforts internes peuvent être calculés par la procédure de calcul de dynamique inverse

en ce qui concerne les forces et moments articulaires. Ces efforts représentent les forces nettes

et les moments nets calculés aux articulations qui interviennent dans les équations de la

dynamique – résultante dynamique et du moment dynamique – connues sous le nom

d’équations de Newton-Euler, appliquées au système « cycliste ».

En résumé, la figure 2 présente les différentes interactions en prenant en compte les

simplifications discutées précédemment.

Figure 2 : En tenant compte des simplifications et hypothèses formulées, présentation des

efforts internes (bleu) et externes (rouge) qui s’exercent sur le système « cycliste +vélo ». Aux

efforts internes doivent être ajoutés les efforts articulaires nets non représentés sur la figure.

En résumé et de manière très générale, la tâche de pédalage peut être définie ainsi: sur

route, le cycliste doit produire une force motrice pour communiquer au système Sc+v une

vitesse de déplacement. Cette force motrice résultante 0mF créée par l’intermédiaire des forces

produites aux pédales, s’oppose donc à la résultante de l’ensemble des forces résistantes0rF .


En conséquence, l’analyse biomécanique de la performance consisterait, à minima, à

évaluer, en situation écologique, l’ensemble de ces paramètres. Toutefois, cette analyse ne se

limite qu’aux conséquences sans atteindre les causes du mouvement que sont les efforts

générés par les actionneurs, ici les muscles. Par ailleurs, l’évaluation sur le terrain de la

pratique sportive reste difficilement réalisable au regard des exigences tant théoriques

qu’expérimentales ; malgré tout, elle reste un enjeu de premier ordre avec de forts potentiels

de développement, compte tenu de la miniaturisation des capteurs, du transfert sans fil des

données et des capacités de stockage. Aussi, en attente de ces développements, l’essentiel des

études réalisées sur le cyclisme se déroulent en laboratoire, ce qui, bien entendu, élimine les

contraintes environnementales et limite l’expertise de la performance.

Compte tenu de l’aspect multifactoriel qui caractérise l’analyse biomécanique de la

performance, de nombreuses études ont été réalisées sur cette problématique scientifique. Bini

(Bini [2013a], Bini [2014]), propose une revue de littérature relativement complète sur ces

travaux dont la finalité est pour la plupart d’améliorer la force produite à la pédale aussi bien

d’un point de vue de son intensité que de son orientation par rapport à la manivelle. Ainsi,

certains travaux s’intéressent aux aspects instrumentaux pour la mesure soit des forces

générées aux pédales, soit du couple et de la puissance mécanique externe produite au

pédalier (Hull [1981], Gregor [1994], Alvarez [1996], Nabinger [2002]). D’autres études se

focalisent sur la relation entre le coût énergétique et la technique de pédalage, ceci pour

améliorer l'interaction entre les cyclistes et leurs vélos pour une meilleure performance.

L’objectif est une utilisation optimale de la force appliquée aux pédales, guidon et selle afin

d'améliorer la vitesse du système Sc+v pour un coût énergétique minimum (Soden [1979], Bini

[2013], Bini [2012], Dorel [2009], Korff [2007]). Sanderson [2003] étudie l’effet de la fatigue

sur la force produite à la pédale, la puissance externe, la cinématique et les couples

articulaires ; il conclut que les coureurs sont devenus moins efficaces pendant la phase de

remontée de la pédale, ce qui les conduit à augmenter la production de forces pendant la phase

de propulsion pour maintenir une intensité de puissance. Rossato et Sanderson (Rossato

[2008], Sanderson [1991]) évaluent l’effet de la cadence de pédalage. Rossato montre que les

faibles cadences semblent plus efficaces dans la phase de remontée alors que pour une

cadence de pédalage librement choisie, l’indice d’efficacité est meilleur dans les phases

propulsives. Sanderson, quant à lui, montre que pour tous les coureurs, la force normale à la

pédale augmente lorsque la cadence diminue alors que la force tangentielle reste constante.


D’autres sujets d’étude portent sur l’évolution des puissances articulaires en fonction de

l’augmentation de la charge résistive (Elmer [2011], Grappe [2009]) ; certains travaux

analysent l’effet d’un paramètre sur la valeur des puissances articulaires, comme Bini (Bini

[2009], Bini [2012]) qui évalue les conséquences d’un recul de la selle sur l’intensité des

puissances développées aux genoux. Ces études sont réalisées majoritairement en 2D.

Notre volonté n’est pas ici d’établir une liste exhaustive des études réalisées. Mais le

constat qui peut être fait est qu’il est difficile d’établir un consensus à partir d’une approche

phénoménologique des questions ; l’une des principales raisons est que les modèles

cinématique et dynamique du cycliste restent encore du domaine de l’élaboration et de leur

validation. Si le développement de logiciels comme « AnyBody » ou « Open Sim » sont

relativement avancés pour évaluer les forces musculaires pour l’étude de la marche, leur

intégration au mouvement de pédalage reste encore insuffisante pour pouvoir établir les

relations mathématiques validées faisant le lien direct entre les causes : forces musculaires et

les conséquences : forces produites aux pédales.

I-1.2 Objectifs des travaux

Nous avons eu l’occasion de présenter, dans l’avant-propos de ce mémoire de thèse, le

contexte général du travail. L’objectif est de répondre à une question, formulée par le groupe

de travail de l’Agence Française de la Lutte contre le Dopage à savoir, proposer un mode

opératoire permettant d’évaluer le profil énergétique mécanique du coureur cycliste et d’en

établir un suivi longitudinal.

Préalablement au développement de cette question centrale qui est l’évaluation du

profil énergétique mécanique, nous avons, comme dans toute démarche scientifique, procédé

à la validation de la station expérimentale puisqu’elle met en œuvre, de manière synchrone,

plusieurs dispositifs de mesure, de l’acquisition de 16 signaux analogiques à la capture du

mouvement de pédalage. Ce travail est présenté au chapitre II .

Cette étape de validation franchie, nous disposons d’une station de mesure de

mouvement de pédalage particulièrement performante qui nous permet d’aborder les concepts

énergétiques rencontrés dans le mouvement de pédalage, mais aussi de répondre à une

question très peu traitée dans la littérature qui porte sur la production de la force sur la pédale.


Ce questionnement peut paraitre surprenant dans la mesure où les travaux de recherche

portant sur l’optimisation de la performance en cyclisme sont légions. Bien entendu ce

questionnement fait référence aux analyses posturales du cycliste et dans ce domaine, les

structures professionnelles proposant leur service sont également nombreuses. Pour autant,

nous nous sommes aperçus, à la lecture d’une bibliographie relativement conséquente, et nous

préciserons cela dans les chapitres III et IV, que l’expression de la force n’était pas reliée d’un

point de vue mathématique, d’une part à la cinétique du mouvement des membres inférieurs

et d’autre part, aux efforts créés au niveau des appuis mains et fesses respectivement au

guidon et à la selle. La plupart des travaux réalisés sur ce point essaient de montrer les

conséquences d’un phénomène, comme la fatigue, le réglage du vélo, l’intensité de la charge

résistive sur la force mesurée à la pédale à travers des traitements statistiques sans chercher à

modéliser la production de cette force. Qu’est ce qui crée la force à la pédale ? Quel rôle joue

la jambe dans la phase de remontée ? Comment objectiver l’influence d’une posture sur la

bicyclette sur la « qualité de la force créée à la pédale ? ». Tel est le questionnement que nous

traitons dans les prochains chapitres en proposant une démarche analytique.

Aussi, le chapitre III a pour objectif de présenter le cadre théorique des deux

principales questions portant sur la force produite à la pédale et sur l’évaluation énergétique

du mouvement de pédalage à travers le suivi longitudinal de coureurs cyclistes. Sur cette base

théorique, le chapitre IV exploite les données expérimentales à travers des études de cas.

Dans ce contexte, le travail présenté n’aborde pas l’analyse relative aux forces

musculaires, génératrices du mouvement de pédalage mais à la dynamique articulaire dite

interne évaluée à l’aide des efforts nets articulaires et à la dynamique dite externe à travers les

efforts pédales/pieds produits lors du mouvement de pédalage.

Pour cela il est nécessaire de disposer d’un certain nombre d’outils de mesure

dynamique, de mettre en œuvre des systèmes d’acquisition du mouvement et des protocoles

en adéquation avec les objectifs scientifiques fixés. Aussi, préalablement à la présentation des

dispositifs expérimentaux et protocoles utilisés dans notre travail, nous proposons, à travers

une revue bibliographique, de faire le point sur ce qui a été réalisé en fixant les avantages et

les limites.


I-2 L’analyse biomécanique du cycliste en laboratoire

Comme nous venons de le voir, l’aspect multifactoriel de la performance sportive rend

son analyse extrêmement complexe, particulièrement sur le terrain. Pour autant aujourd’hui,

tout le monde s’accorde pour dire qu’il est indispensable d’apporter à l’entraîneur des

données chiffrées suffisamment précises pour détecter les modifications éventuelles des

différents paramètres déterminants de la performance. Cela suppose de mettre en œuvre des

plateaux techniques d’évaluation en milieu maitrisé. Cette approche est plus facile en

laboratoire où un certain nombre de tests a été développé dont le principal but annoncé est

d’évaluer les capacités physiques des athlètes. Citons les tests i) de détente verticale

(Abalakov, Sargent Test, Test de Lewis), ii) sur tapis roulant (test Vameval, protocole de

Bruce), iii) ou encore sur bicyclette ergométrique (test de charge-vitesse, protocole Elite).

L’utilisation de ces tests est motivée par une approche énergétique du geste réalisé, soit à

l’aide de paramètres mécaniques pour les tests de courte durée, soit physiologiques pour les

autres. Les données obtenues, interprétées pour certaines d’entre elles comme une réponse

physiologique, sont alors comparées en fonction de certaines références établies pour le test

réalisé. Cela signifie que les résultats obtenus sont fortement dépendants du protocole de

mesure mis en place ; cela peut poser quelques problèmes lorsque ce dernier est éloigné de la

pratique sportive de l’athlète testé.

Dans le cas de l’activité cyclisme, les protocoles menés en laboratoire utilisent des

ergocycles permettant un mouvement de pédalage relativement voisin de celui du cycliste

installé sur sa propre bicyclette, même si, comme nous l’avons mentionné, les effets de

résistance aérodynamique et de roulement sont absents de ces protocoles réalisés en milieu

fermé. De nombreux auteurs ont fait le constat que les tests réalisés en laboratoire sous-

estimaient les capacités physiologiques (Louvet [2007]) et biomécaniques par une cadence de

pédalage plus faible (Grappe [2000], Lucia [2001]) et le manque de sensation de résistance à

l’avancement (Debraux [2010]). Cela peut être aussi accentué par un aspect motivationnel

différent puisque l’environnement laboratoire ne reproduit pas les mêmes conditions de

pratique. Par le biais de ces critiques, il est aisé de comprendre que l’évaluation du cycliste en

situation réelle de pratique s’avère être la meilleure solution. Les développements

technologiques dans la capture du mouvement et l’acquisition des données dynamiques en

situation offrent de réels espoirs, à moyens termes, quant à l’expertise sur route des

paramètres déterminants de la performance. Aujourd’hui, seule une analyse en laboratoire


permet d’accéder, avec précision, à l’ensemble de ces paramètres externes et internes au

cycliste.

Cette analyse en laboratoire se limite alors à l’évaluation i) des efforts d’interaction du

sujet avec son environnement matériel (Bertucci [2005], Rossato [2008]), principalement la

bicyclette ; ces efforts externes concernent les forces et moments de réaction, la plupart du

temps au niveau des pédales/pieds droit et gauche, et pour quelques études au niveau de la

selle/fesses et du guidon/mains droite et gauche et ii) de l’activité musculaire avec des

tentatives de calcul des forces musculaires qui sollicitent les articulations, hanches, genoux et

chevilles. Sur le plan biomécanique, et selon le modèle choisi, les forces musculaires peuvent

être évaluées (Sarre [2004], Poirier [2009], Grappe [2009]), et/ou les efforts articulaires

identifiés comme les forces et les moments nets articulaires résultants (Kautz [2002], Elmer

[2011], Ettama [2009]). Le tableau 1 présente de manière synthétique, pour quelques études

citées, les outils de mesures utilisés et les problématiques scientifiques abordées.

Auteurs, Année Problématiques Outils de mesure utilisés

Bertucci, 2005 Effet de la cadence et de la pente sur le pattern du couple global au pédalier.

SRM « Torque Analysis ».

Elmer, 2011 Effet de la charge sur les contributions articulaires.

SRM, 1 pédale instrumentée 3D, acquisition vidéo 2D

Ettama, 2009 Effet de la cadence sur l’efficacité du pédalage et les puissances articulaires.

Pédales instrumentées 2D, acquisition vidéo 3D.

Grappe, 2009 Différentes problématiques synthétisées. SRM « Torque Analysis », EMG, VO2, fréquence cardiaque.

Kautz, 2002 Compréhension du lien entre le travail interne et externe.

Simulation

Poirier, 2009 Effet de l’adaptation de la posture sur la propulsion et sur l’activité musculaire.

Ergocycle LODE, une pédale instrumentée 2D, guidon et selle instrumenté 1D, acquisition vidéo 3D, EMG.

Rossato, 2008 Effet de la cadence et de la charge sur la technique de pédalage.

Une pédale instrumentée 2D, Une caméra (angle pédale et manivelle).

Sarre, 2004 Compréhension de la cadence librement choisie.

Ergocycle LODE, manivelles instrumentées 2D, EMG, VO2, fréquence cardiaque.

Tableau 1 : Synthèse des principaux outils de mesure rencontrés dans la littérature.


I-2.1 La mesure des interactions entre le cycliste et la bicyclette

La plupart des dispositifs utilisés en laboratoire sont constitués d’ergomètres le plus

souvent équipés de capteurs qui affichent, dans leur version scientifique, le couple exercé au

pédalier, la fréquence de pédalage, et après calcul, la puissance globale produite au pédalier

que nous notons puissance mécanique externe totalemextP , et cela sans distinction des puissances

fournies du côté droit et du côté gauche du pédalier. Le cycliste pédale alors contre une charge

résistive composée d’une roue d’inertie qui peut être plus ou moins freinée par un système

d’aimants, par exemple.

Ces différents ergomètres vont se singulariser par (Bertucci [2003]) :

- Leur format : s’agit-il d’un ergomètre complet ajustable pour permettre aux cyclistes

de retrouver leurs propres réglages tels que la hauteur de selle, du guidon, la longueur

des manivelles, la distance selle/guidon ? S’agit-il d’un système type home-trainer sur

lequel on adapte la bicyclette personnelle ou d’un système qui s’intègre directement

sur la bicyclette ? Il en va de la forme de l’ergomètre, de son encombrement et de son

poids. Ainsi, il est possible de pédaler avec un confort optimal avec sa propre

bicyclette, ou sur un cycloergomètre aussi appelé ergocycle.

- L’emplacement des capteurs : sur la bicyclette personnelle, le capteur peut être

localisé à divers endroits. Au niveau du pédalier comme le capteur SRM ou l’Ergomo,

dans le moyeu de la roue arrière comme le capteur PowerTap ou le Max One, au

niveau de la chaine comme le capteur Polar S710, ou au niveau de chacune des

pédales comme le propose la société SENSIX avec les versions I-Crankset.

- Le système de résistance : lorsque la bicyclette est posée sur un home-trainer ou

lorsque le cycliste utilise un ergocycle, la résistance au pédalage peut être générée de

plusieurs manières. Nous trouvons le plus souvent : i) un système de friction d’une

courroie sur la roue d’inertie présent sur le Monark par exemple, ii ) un dispositif

constitué de grandes pales offrant une résistance aérodynamique liée à la vitesse de

rotation comme sur le Kingcycle ou le Repco ; , iii) un frein électromagnétique

comme sur le SRM, le Velodyne, le Cyclus 2, l’Axiom PowerTrain ou le Vélotron, ;

dans ce cas, des aimants produisent une résistance en se rapprochant plus ou moins

d’un volant d’inertie.


- Les informations fournies : certains ergomètres donnent directement la vitesse de

déplacement, la cadence de pédalage, la puissance mécanique externemextP , mais

aussi des indices d’efficacité, la fréquence cardiaque, ou encore les calories dépensées.

- La validité et la reproductibilité : l’objectif est d’avoir les mesures les plus justes

possibles, particulièrement lorsque ces outils sont utilisés en milieux médical et

scientifique. Cela se caractérise (figure 3) par les qualités de justesse, de fidélité, de

finesse auxquelles s’ajoutent la sensibilité, l’étendue de la plage de mesure et la

facilité d’utilisation (Bertucci [2003], Boucher [2005]). La pertinence des analyses

quant au profil du cycliste dépend de la qualité des mesures établies.

FidèleMesures peu dispersées

JusteMesures proches de

la valeur vraie

ExactFidèle et juste

Pas FidèlePas juste

Figure 3: Fidélité, Justesse, Exactitude d’un capteur.

Plusieurs chercheurs ont donc réalisé des expérimentations afin de valider ces

différents outils. Ainsi, d’après les travaux présentés par Bertucci et Abbiss (Bertucci [2003],

Abbiss [2009]) le SRM (Lawton [1999], Paton [2001]), le Monark (MacIntosh [2001]), le

Kingcycle (Palmer [1996], Balmer [2000a], Paton [2001]), le Lode (Earnest [2005]), le Polar

S710 (Millet [2003]), le PowerTap (Paton [2006]) ont subi des tests afin de prouver la

pertinence de leurs résultats. L’ensemble des résultats de ces études est présenté dans le

tableau 2.

L’une des limites majeures de ces capteurs est qu’ils mesurent la puissance mécanique

externe globale produite au pédalier, excepté le système Lode. Il n’est donc pas possible de

différencier la puissance développée par chacun des membres inférieurs. Dans l’objectif

d’affiner l’analyse du pédalage, plusieurs auteurs se sont intéressés à la conception et la

validation de capteurs de puissance aux pédales (Soden [1979], Hull [1981], Davis [1981],

Boyd [1996], Reiser [2003], Bini [2011]), ou à l’utilisation de manivelles instrumentées de

jauges de contrainte (Vergara [2014]). Avec l’utilisation de ces pédales instrumentées il est

possible d’enregistrer et d’analyser les puissances mécaniques externes générées au pédalier


par chacune des deux jambes tout au long du cycle de pédalage. Nous pouvons dorénavant

différencier l’action des jambes pendant les différentes phases du cycle. A notre connaissance,

l’acquisition de ces signaux ne peut se faire, aujourd’hui, que de façon filaire. C’est-à-dire que

des câbles partant des pédales et remontant le long des jambes doivent être utilisés. Cette

contrainte technologique est la principale limite de l’utilisation de ce matériel.

Le tableau suivant récapitule les paragraphes précédents.

Validité Repro ductibilité

Diff G/D

Type de frein Commentaires

Ergomètre intégré à l’ergocycle

Monark X* X* Friction d’une courroie

Largement utilisé dans le milieu médical et scientifique

Repco X X Résistance de l’aire Puissance dépendante de la cadence

Lode X Electromagnétique

SRM X X Electromagnétique

DynaOne X X Electromagnétique Fonctionne avec un SRM, possibilité de modifier posture pendant le pédalage

Home Trainer

Kingcycle * X* Résistance de l’air

Velodyne Volant d’inertie

Cyclus2 Electromagnétique Oscillations latérales possibles

Axiom PowerTrain * X* Electromagnétique Largement utilisé dans le peloton

Tacx Electromagnétique

Velotron * * Electromagnétique

Ergomètre adaptable sur bicyclette Localisation

SRM X X Pédalier Largement utilisé dans le peloton

PowerTap X* X* Moyeu Arrière Largement utilisé dans le peloton

Ergomo * * Axe du pédalier

Polar S170 * * En fonction de la chaîne

Problème avec l’état de la route

Max One * X* Moyeu Arrière

Pedal dynamometer X Pédale D et G Mesure 6 composantes

SGI pedals * * X Pédale D et G Mesure en 2D

I-Cranset X Pédale D et G Mesure 6 composantes

*En référence au SRM

Tableau 2 : récapitulatif des principaux capteurs mentionnés dans la littérature avec leurs

principales caractéristiques.

Depuis plusieurs années, la plupart des études comparant des ergomètres se font en

référence au capteur SRM. Aussi, le SRM est comparé au Kingcycle (Balmer en [2000a] et

Balmer [2000b]), au PowerTap (Gardner [2004], Bertucci [2005]) à l’Axiom Powertrain

(Bertucci [2011]), au Velotron (Abbiss [2009]), au Polar S710 (Millet [2003]) et au Lode et

au Cyclus (Reiser [2000]). Les résultats de ces études concluent que le capteur SRM est l’un


des outils les plus performants puisqu’il permet l’acquisition de mesures validées,

reproductibles, et cela aussi bien en condition réelle sur route qu’en laboratoire. Le SRM est

donc considéré comme étant la référence des ergomètres. Plusieurs études (Jones [1998],

Gardner [2004], Abbiss [2009]), à notre connaissance ont cherché à valider le SRM en le

comparant à l’ergomètre MONARK ou à un capteur de couple disposé sur un banc

d’étalonnage ; ce dispositif est très utilisé dans le milieu médical.

Aussi, dans le cadre de notre travail, et au regard des validations des différents

capteurs, nous avons fait le choix d’un ergocycle muni d’un capteur SRM (Schoberer Rad

Messtechnik, Julich, Welldorf, Allemagne) auquel nous avons ajouté des capteurs de pédales

I-Crankset (Sensix, Poitiers, France) présentés au chapitre II ainsi que leur validation.

Pour que l’analyse soit complète, il faut associer aux mesures dynamiques,

l’évaluation cinématique du mouvement de pédalage. La complémentarité des deux approches

offre, lorsqu’elle est possible et essentiellement en condition de laboratoire actuellement, des

perspectives d’étude très complète, comme nous le ferons aux chapitres III et IV.

I-2.2 Les différents tests d’évaluation du cycliste

La réussite d’une tâche motrice quelle qu’elle soit, dépend principalement des

capacités physiques et métaboliques de chaque sujet, de sa technique d’exécution du geste

aussi appelée coordination segmentaire. Aussi, l’un des objectifs principal recherché à travers

les tests est de quantifier la puissance intrinsèque de l’athlète, souvent encore appelée

Puissance Maximale Aérobie (PMA) ou Anaérobie (PMAn) pour des exercices de courte

durée. Cette puissance recherchée est différemment présentée en fonction du domaine

scientifique concerné. Ainsi, les physiologistes et les médecins du sport associent la puissance

à une dépense énergétique métabolique, l’homme du terrain à une performance sportive, alors

que les biomécaniciens s’intéressent à une variation d’énergie par unité de temps, associant

une force à la vitesse de son point d’application VFP , et un couple à la vitesse de

rotation du système sur lequel s’exerce ce couple ωM P .


En cyclisme, comme dans les autres sports, l’identification des paramètres

énergétiques sont le plus souvent d’ordre physiologique tels que la max2VO

, la Puissance

Maximale Aérobie (puissance maximale à max2VO

: PMA), et la Vitesse Maximale Aérobie

(Vitesse maximal à max2VO

: VMA) obtenus à l’aide de tests. La max2VO

est alors calculée

à partir du volume respiratoire, des temps de cycles respiratoire, des fractions d’O2 inspiré et

de CO2 expiré. Ces caractéristiques physiologiques révèlent l’état de forme du cycliste à un

instant donné et, donne des indications par comparaison, au cours de la saison. L’intérêt de

ces tests porte sur deux points ; tout d’abord ils peuvent s’avérer utiles pour dépister des

pathologies cardiaques, respiratoires et explorer des symptômes engendrés par des efforts

intenses, puis pour mieux guider les séances d’entrainement. Pour cela, plusieurs types de

tests sont retenus.

Tableau 3 : Synthèse des avantages et inconvénients des différentes conditions de tests. La

dernière colonne présente les mesures généralement réalisées au cours des tests.

Une première différenciation peut être faite au niveau des conditions expérimentales, à

savoir si le test se réalise sur le terrain ou en laboratoire. Leur utilisation est motivée par

différents aspects. Les tests de terrain trouvent leur intérêt pour les entraineurs, puisqu’ils sont

faciles à mettre en œuvre et nécessitent l’utilisation de peu de matériel. Dans ce cas, les

entraineurs collectent la distance parcourue ou le temps mis pour parcourir une distance, le

palier de vitesse atteint, la fréquence cardiaque de repos et la fréquence maximale, voire la

puissance mécanique produite au pédalier. A l’inverse les tests en laboratoire sont plus

coûteux, mais offrent la possibilité d’une analyse plus complète et plus reproductible puisque

Avantages Inconvénients Mesures Terrain - Facile à mettre en place (peu

coûteux) - Plusieurs sportifs évalués en même temps - Condition réelle de pratique

- Problème de standardisation - Les résultats doivent être interprétés en paramètre

physiologique 2maxVO

- Distance, temps, vitesse maximale - Fréquence cardiaque

Laboratoire - Test standardisé - Matériel de mesure contrôlé - Mesures directes des paramètres dynamiques - Mesure de la cinématique du mouvement de pédalage

- Plus coûteux - Un seul sportif évalué par séance - Conditions éloignées de celles rencontrées sur le terrain

- Des forces aux pédales ou couple au pédalier, de la puissance mécanique externe, de la cadence de pédalage - fréquence cardiaque,

2maxVO


dans ce cas, il n’y a pas d’influence des conditions environnementales et météorologiques.

Cela apporte une validité et donc une lecture facilitée des résultats pour analyser les capacités

intrinsèques du cycliste.

Une deuxième différenciation peut être faite en fonction de la forme et de la durée du

test. Trois types de tests sont utilisés pour évaluer les caractéristiques du cycliste : i) les tests

rectangulaires, ii) les tests intermittents et iii) les tests triangulaires. Nous rappelons ces

différents tests et les objectifs visés tels que proposés par les spécialistes. L’ensemble de ces

types de tests peut être réalisé en laboratoire et sur le terrain.

i) Les tests rectangulaires sont des épreuves pour lesquelles il faut maintenir une

puissance mécanique externe, une vitesse sur une période donnée. De la durée du test va

dépendre l’intensité, allant d’une intensité sous maximale à supra maximale. La cadence de

pédalage peut être contrôlée ou librement choisie. Dans ce type de test, les valeurs de la

puissance mécanique externe totalemextP et de vitesse sont connues, la fréquence cardiaque est

mesurée. Lorsque ce type de test est réalisé sur le terrain, les mesures sont indirectes,

puisqu’une extrapolation de la fréquence cardiaque et de la distance parcourue est nécessaire.

Les tests rectangulaires présentent un intérêt plus particulier lorsque l’objectif est d’évaluer la

fatigue ou la capacité à maintenir un effort pendant une certaine durée. D’un point de vue

général, ce type d’épreuve fait suite à une analyse de la max2VO

. Aussi la totalemextP ou la

vitesse de déplacement à maintenir est définie en fonction d’un pourcentage de la valeur de

max2VO

.

En 2004, Lepers (Lepers [2004]) nous rapporte des études menées sur une durée allant

de 30mn à 5h, sur le terrain, à une intensité fixée à un pourcentage de la max2VO

ou de la

PMA. L’objectif était de mesurer et de détecter la fatigue et son apparition. Dans ces

expérimentations, la fatigue est analysée grâce aux signaux EMG acquis lors de contractions

maximales volontaires (CMV), ou de sprint sur bicyclette. Sarre (Sarre [2004]) analyse la

performance de cyclistes sur trois sessions de 1h à 65% de PMA. Pour évaluer la fatigue, il

utilise l’EMG lors de tests CMV avant et après l’heure de pédalage. Dès 1991, Kautz (Kautz

[1991]), évalue des coureurs cyclistes sur une distance de 40 km à cadence de pédalage fixée

à 90rmp, mais en faisant varier la charge, en modifiant la résistance au niveau de l’ergocycle


pour obtenir différents pourcentages de VO2max. L’objectif, dans cette étude est d’analyser

les variations de totalemextP en fonction de la charge. Cette analyse est réalisée pour un membre

inférieur, puisqu’il ne possède qu’une seule pédale instrumentée. Rossato (Rossato [2008])

expertise, en laboratoire, 2 sessions de 30mn respectivement à 60% et 80% de la PMA, à

différentes cadences de pédalage par tranche de 10mn (3 cadences pour 30mn). Son but est de

mettre en évidence l’effet de la cadence sur les stratégies motrices évaluées à travers l’indice

d’efficacité, rapport de la force perpendiculaire à la manivelle sur la force résultante exercée

sur la pédale. Pour cela, il utilise des pédales instrumentées 2D, associées à une prise de vue

2D.

L’inconvénient d’utiliser ce test en laboratoire est qu’il implique une longue capacité

d’enregistrement des données. De plus, la modification d’un paramètre suppose que le

cycliste revienne à plusieurs reprises ; en effet, entre deux tests consécutifs, un temps de repos

conséquent doit être observé. Ce type de test est régulièrement utilisé pour tester l’évolution

d’un paramètre sur la fatigue. Aussi, dans le cadre de nos études, nous n’avons pas utilisé ce

type de test.

ii) Les tests à effort intermittent. Dans ces exercices, il faut réaliser des paliers à

totalemextP ou des paliers de vitesse de déplacement connus sur une durée relativement courte.

La différence avec le test rectangulaire réside dans le temps de récupération entre chaque

palier. Les durées des paliers et de la récupération sont variables, de quelques secondes à

plusieurs minutes. La cadence de pédalage peut être contrôlée pour les tests dont la durée est

supérieure à 30 secondes. L’intensité des paliers peut être stable ou être évolutive. Ce type de

test se situe donc entre les tests rectangulaires et triangulaires (décrits ci-après). Les cas des

tests de sprint ou charge/vitesse de courte durée (8 secondes) ne permettent pas de fixer la

cadence de pédalage. Pour les tests d’évaluation en cyclisme, l’objectif est de développer le

maximum de puissance mécanique externe avec une cadence élevée. Un des intérêts de

l’utilisation de ce type de test est de pouvoir analyser l’effet de la modification d’un élément

sur les paramètres évalués.

Différentes durées de paliers sont rencontrées dans la littérature. Par exemple, 8mn à

72% de la 2maxVO

pour Ettema (Ettama [2009]), 2mn pour Sarre (Sarre [2004]) et Elmer

(Elmer [2011]), 1mn pour Bertucci (Bertucci [2003]). Avec ce type de protocole, l’objectif est

d’identifier l’effet de la cadence sur plusieurs paramètres tels que les puissances articulaires et

leurs contributions. Ettema évalue la cadence sur le pattern des puissances articulaires. Pour


cela, il utilise des pédales instrumentées 3D et un système d’analyse du mouvement. Sarre

étudie l’influence de la cadence de pédalage sur le couple moyen, en utilisant l’EMG et un

ergomètre équipé d’un pédalier instrumenté de jauges de contraintes. Elmer évalue la

production de puissance aux articulations des membres inférieurs, en utilisant un ergomètre

instrumenté au pédalier, des capteurs 3D de force aux pédales, associé à de l’analyse du

mouvement en 2D.

Enfin, il y a la répétition de sprint de 3s à 30s, respectivement pour Elmer (Elmer

[2011]) et Martin (Martin [2009]), ou encore Bertucci (Bertucci [2003]) pour des sprints de

80m. Dans ces conditions, Martin analyse l’effet fatigue par comparaison des puissances

articulaires calculées par l’intermédiaire des données fournies par un capteur de force 3D

positionné à la pédale droite et l’analyse vidéo 2D du mouvement de pédalage. Quant à

Bertucci, la mise en évidence d’une relation entre couple, vitesse et puissance se fait par

l’exploitation des données d’un SRM.

Ainsi, les tests intermittents sont très utiles lorsque l’objectif de l’étude est d’analyser

l’influence d’un paramètre sur l’évolution d’un autre paramètre. Ce protocole est donc

particulièrement pertinent pour tester différents réglages de la posture du cycliste, favorables à

la production du couple optimal développé au pédalier, par exemple.

iii) Les tests triangulaires sont des tests incrémentaux maximaux. Ce type de test peut se

dérouler sur le terrain et en laboratoire. Sur le terrain, c’est le test de Brue qui est le plus

répandu. Il s’agit d’un test triangulaire maximal. Ce test est réalisé sur route et de préférence

dans un vélodrome. Chaque palier de 30 secondes correspond à une augmentation de la

vitesse de 0,3 km/h. Le cycliste étalon (traditionnellement sur un solex) donne l'allure au

coureur. Le cycliste étalon adapte son rythme de pédalage en fonction des bips sonores.

Chaque bip correspond à 1/2 coup de pédale. Le rythme augmente progressivement. Les

coureurs doivent rester en file indienne derrière le solex jusqu'à ce qu'ils ne soient plus

capables de suivre le rythme imposé. Le dernier palier réalisé correspond à une VMA.

Ce test a été adapté en laboratoire pour évaluer également la max2VO

et la VMA et

PMA correspondante. Il est principalement utilisé en pré-test pour évaluer la max2VO

des

cyclistes. Dans cette condition, il est possible de réaliser le test sur un ergomètre dont on

connait les caractéristiques, avec un cardio-fréquencemètre et un système d’analyse de 2VO

avec éventuellement une prise de mesure du dosage des lactates.


Cette épreuve en laboratoire est alors composée de paliers résistifs successifs, sans

interruption, avec un incrément constant en puissance mécanique externe exigée. En d’autres

termes, le cycliste doit maintenir une puissance totalemextP constante délivrée au pédalier

pendant toute la durée du palier. A chaque palier successif, cette puissance augmente et

l’exercice se termine lorsque le cycliste ne peut plus maintenir le niveau de puissance exigé.

L’incrémentation des paliers diffère aussi d’un protocole à l’autre, allant de 17,5W pour

VanPraagh (VanPraagh [1988]) à 50W pour Ettema (Ettama [2009]), en passant par 20W

pour Perrey et Duc (Perrey [2003],Duc [2005]), 25W pour Sarre et Dorel (Sarre [2004], Dorel

[2008]), et 30W pour Bertucci et Rossato (Bertucci [2003], Rossato [2008]). La durée des

paliers est variable, allant, à notre connaissance, de 30 secondes à 8 minutes. Ainsi, certains

auteurs utilisent des paliers de 1mn, comme Padilla et Dorel (Padilla [1996]), de 1mn et

30sec, comme VanPraagh, de 2mn comme Bertucci, Perrey, Sarre, Duc et Ettama, de 3mn

comme Rossato. Seul Umberto (Umberto [2012]) utilise et analyse le test triangulaire à

cadence fixe, où chaque palier dure 8mn et l’incrément est de 30W. Son objectif est

d’identifier l’effet de la relation puissance-cadence sur l’endurance. Cette analyse est réalisée

par l’entremise d’un SRM pour la mesure de la puissance mécanique externe totale, et de la

mesure de la lactatémie.

La fréquence de pédalage, discutée au paragraphe suivant peut être fixée ou librement

choisie. Il est important de noter que l’incrément en puissance, la durée du palier et la

fréquence de pédalage ont une influence sur la valeur finale de la PMA, de la VMA et des

niveaux maximum de puissance mécanique produite au pédalier.

Ce type de tests triangulaires est donc très utilisé pour l’évaluation des capacités

physiques des cyclistes et constitue le protocole de référence employé par les médecins

opérant dans les services de médecine du sport ; on parle alors de protocole ELITE,

régulièrement discuté par la communauté des médecins du sport. Une partie de notre travail a

été réalisé dans ce cadre. Il est présenté dans le chapitre IV.

Nous pouvons noter que les tests rectangulaires et intermittents sont peu utilisés dans

l’évaluation de la max2VO

en laboratoire. Par ailleurs, le test triangulaire est celui retenu par

la Fédération Française de Cyclisme. Chaque année, dans le but d’obtenir la licence fédérale,

les cyclistes, en particulier les sportifs de haut niveau et notamment les 300 premiers coureurs

élites au classement national, doivent effectuer un test d’effort. Cette démarche est


obligatoire ; elle s’inscrit dans le cadre du SMR (Suivi Médical Réglementaire) mis en place

par la FFC.

Le tableau 4 ci-dessous propose une synthèse des trois types de tests.

Avantages Inconvénients Rectangulaire - Accessibilité relativement bonne ;

- Facilité de mise en place par les entraineurs.

- Peu validé pour obtenir une VMA fiable ; - Ne propose pas d’échauffement standardisé ; - Faible nombre de sportifs testés par session.

Intermittents -Indiquent plutôt des allures spécifiques de travail intermittent.

- Accessibilité moyenne - Peu validé pour obtenir une VMA fiable ; - Ne proposent pas d’échauffement standardisé.

Triangulaire - Accessibilité relativement bonne ; - Validité réelle et obtention d’une VMA fiable par des outils calibrés ; - Maitrise de la tâche imposée - Propose un échauffement standardisé inclus au test.

-Test maximal nécessite une importance de la motivation des sujets donc une adhésion complète au protocole.

Tableau 4 : avantages et inconvénients des différentes formes de tests.

Aussi, dans le cadre de l’analyse énergétique mécanique du mouvement de pédalage, nous

avons retenu le protocole du test triangulaire.

I-2.3 Le choix de la cadence de pédalage

La réalisation d’une épreuve de cyclisme en laboratoire doit répondre à plusieurs

exigences : le choix du type de test, la durée de l’épreuve, des paliers et la résistance contre

laquelle le cycliste doit pédaler. Ces options dépendent de la problématique étudiée. Une

dernière exigence concerne le choix de la cadence de pédalage.

Dans la littérature, nous rencontrons trois possibilités ; (1) la cadence de pédalage est dite

optimale, (2) la cadence est librement choisie par le cycliste, (3) la cadence est fixée pour

l’ensemble de l’épreuve.

(1) La cadence optimale est définie comme étant la cadence de pédalage minimisant le

coût énergétique. Il estime que la cadence optimale se situe en 60 révolutions par minute


(rpm) et 90 rpm. Cette cadence optimale n’est pas fixe ; elle est dépendante de l’intensité de la

résistance aux pédalages, de la puissance mécanique externe à fournir (Hintzy [1999], Grappe

[2000], Grappe [2009]). La détermination d’une cadence optimale de pédalage à une

puissance mécanique externe donnée est donc individuelle ; elle dépend de la qualité

intrinsèque du cycliste (Umberto [2012]). Cette cadence de pédalage serait liée au

pourcentage de fibre rapide du cycliste (Hintzy [1999], Grappe [2000]). Sarre (Sarre [2004])

et Grappe (Grappe [2009]) recensent de multiples critères permettant d’identifier une cadence

optimale. Ces critères sont physiologiques, psychologiques ou biomécaniques, tels que la

VO2, le coût énergétique, la perception subjective de l’effort (RPE) ou la puissance

mécanique externe totale. Chacun de ces critères estimant une cadence optimale différente, le

choix de l’une ou l’autre doit être justifié par l’objectif de l’étude et nécessite l’évaluation

expérimentale préalable de celle-ci.

Compte tenu de la difficulté à définir cette cadence optimale, cette dernière est très

peu utilisée dans le déroulement des tests de laboratoire.

(2) La cadence librement choisie (CLC) est justifiée par le fait que les cyclistes

réalisent la performance en fonction de leur habitude de pédalage. De plus, le respect d’une

cadence n’est pas une contrainte supplémentaire à l’épreuve en laboratoire. Sassi (Sassi

[2009]) constate que la CLC se situe généralement aux alentours de 90 rpm sur une surface

plane et de 70 rpm en montée. Des auteurs comme Sarre, Dorel (Sarre [2004], Dorel [2008])

laissent libre cours aux cyclistes lors de leurs expérimentations. Toutefois, Bertucci et Grappe

(Bertucci [2003], Grappe [2009]) mettent en avant le fait que la CLC en laboratoire est

généralement plus faible que celle rencontrée sur le terrain. Bertucci (Bertucci [2003]), suite à

ces travaux, fait également le constat que la CLC est plus élevée que la cadence optimale.

Ettama (Ettama [2009]) définie la CLC comme la meilleure relation entre la production de

force et la vélocité. Cette vélocité étant dépendante des qualités et des capacités intrinsèques

du cycliste, il est difficile de définir un lien (une loi) de causalité entre la CLC et d’autres

paramètres biomécaniques, physiologiques ou environnementaux. La comparaison de

grandeurs biomécaniques entre cyclistes ne peut être réalisée lorsque la cadence de pédalage

diffère. En effet, pour une puissance mécanique externe totale développée, plus la cadence de

pédalage augmente moins le couple à générer est important.

La CLC permet au cycliste d’ajuster l’intensité des forces produites aux pédales aux

exigences de puissance mécanique externe nécessaire pour réaliser le test ; le cycliste trouve


alors un certain confort lors des épreuves. Il s’avère cependant que pour qu’une analyse

scientifique soit satisfaisante, il est nécessaire de fixer quelques paramètres d’entrée, et à

l’évidence, la CLC ne permet pas la comparaison de cyclistes entre eux, ou d’un cycliste par

rapport à lui-même dans le cadre d’un suivi longitudinal, comme nous le proposons au

chapitre IV.

(3) Dans ce contexte, la troisième solution consiste à fixer la cadence de pédalage

pour l’ensemble des paliers, des conditions et des cyclistes. Grappe, Bertucci et Sassi (Grappe

[2000], Bertucci [2003], Sassi [2009]) déterminent une cadence de pédalage d’environ 90 rpm

sur terrain plat pour des cyclistes confirmés. Sassi va plus loin en signalant qu’une cadence de

90 rpm était un bon compromis entre une cadence économique et une cadence efficace, en se

basant sur des aspects physiologiques. Cette cadence de pédalage de 90 rpm est la plus

courante dans la littérature. Par exemple : Kautz, Lucia, Elmer, Bini l’utilisent à de

nombreuses reprises (Kautz [1991], Lucia [2000], Elmer [2011], Bini [2011], Bini [2014]).

L’utilisation de plusieurs cadences fixes dans une expérimentation pour évaluer son effet est

une thématique de recherche pour plusieurs auteurs. Rocha (Rocha [2006]) fait évoluer cette

cadence de 60 rpm à 105 rpm, son but étant de faire le lien entre le timing d’apparition du pic

de force à la pédale et des pics EMG. Sarre (Sarre [2004]) évalue des patterns d’activité EMG

et la consommation d’oxygène sur une plage de 50 rpm à 110 rpm. Bertucci (Bertucci

[2005b]) utilise une variation de cadence plus importante, entre 45 rpm et 120 rpm, dont le

but est de comparer des outils de mesure de puissance mécanique externe totale.

Les auteurs, qui utilisent une cadence fixe dans leur protocole, rendent, de cette

manière, les comparaisons pertinentes entre les différentes conditions mais aussi entre les

cyclistes.

Comme nous avons pu le préciser précédemment, le caractère multifactoriel de la

performance sportive nécessite de limiter la variabilité des facteurs ou paramètres

déterminants. Nous avons donc pris le parti de conserver la même cadence de pédalage tout

au long des expérimentations. Une cadence fixe de 100 rpm a été choisie lors des

problématiques traitées.


En résumé

Au regard de la revue de littérature et de l’expérience acquise par l’équipe suite aux

travaux menés antérieurement, nous avons opté pour le test triangulaire à cadence fixe de 100

rpm. La possibilité de fixer, pour chaque palier, à la fois la fréquence de pédalage et la

puissance mécanique délivrée au pédalier a été un élément déterminant dans ce choix. Par

ailleurs, l’utilisation de ce type de protocole par la FFC, dans le cadre de la délivrance des

licences a été aussi un argument décisionnel. Ce test s’est adressé à une équipe de cyclistes de

haut niveau dans le cadre de leur délivrance de la licence FFC. Nous sommes donc associés

au service de médecine du sport du CHU de Nantes, habilité à la réalisation de ce type de

prestation.

Pour l’étude de la force produite à la pédale, et par voie de conséquence, l’analyse

posturale du cycliste, nous avons choisi le test rectangulaire à différentes cadences et

puissance externe imposées. L’ensemble de ces travaux a été réalisé sur un ergomètre SRM

instrumenté. L’ensemble de la chaine de mesure est discuté au chapitre II suivant.

Chapitre II

Méthodologie de la recherche Sommaire

II-1 Le choix et pertinence des outils de mesure retenus

II -1.1 L’ergocycle et les capteurs associés II -1.2 Le système cinématographique II -1.3 La synchronisation des signaux

II -2 La validation des capteurs pédales I-Crankset II -2.1 La méthode II -2.2 La comparaison des couples II -2.3 La comparaison des vitesses angulaires II -2.4 La comparaison des puissances mécaniques externes II -2.5 La comparaison des travaux mécaniques externes II -2.6 Le bilan

II -3 Les modèles biomécaniques retenus II -3.1 Le choix du référentiel global R0 {0 ; X0 ; Y0 ; Z0}

II -3.2 La modélisation du cycliste II -4 Conclusion

II -1 Le choix et pertinence des outils de mesure retenus

Le chapitre précédant a mis en avant les objectifs de recherche de ce mémoire. Pour

parvenir à ces buts, il est nécessaire d’accéder à trois types de grandeurs, cinématiques,

cinétiques et dynamiques, qui constituent les données d’entrée des modèles utilisés pour

conduire une analyse biomécanique du mouvement de pédalage.

Le développement théorique des calculs fait l’objet du chapitre III. La figure 4 présente

l’organigramme des différentes étapes de calcul pour accéder, d’une part à la cinématique du

C h a p i t r e I I | 44

mouvement de pédalage et d’autre part aux paramètres caractéristiques de sa dynamique

interne.

Figure 4 : Organigramme des différentes étapes de calcul : des paramètres d’entrée aux

paramètres articulaires.

Le but de cette partie est de définir les outils de mesure et surtout de justifier leur

choix au regard des objectifs visés.

Les outils présentés dans cette partie sont utilisés pour l’ensemble des

expérimentations. Ceux-ci sont nécessaires pour acquérir les données d’entrée cinématiques et

dynamiques présentées dans la figure 4.

Le cas échéant, si une expérimentation nécessite un outil particulier, il sera décrit lors

de la présentation du protocole associé.


II -1.1 L’ergocycle et les capteurs associés

L’ensemble des tests a été réalisé avec le même matériel : un ergocycle réglable home-

trainer de type SRM-Indoor Basic. Il s’agit d’un vélo simulant les conditions de pratique du

cycliste. L’un des avantages de cet ergocycle est de permettre au cycliste de retrouver sa

posture habituelle. En effet, la selle et le cintre sont ajustables en hauteur et en profondeur. De

plus, sur la version utilisée, la longueur des manivelles est ajustable (de 165 mm à 180 mm).

L’augmentation de la résistance au pédalage est assurée par un volant d’inertie sur lequel

vient se positionner des aimants ; le développement est aussi modulable par un changement de

braquet assuré par un moyeu à vitesse intégrée, augmentant la résistance si l’on conserve une

cadence de pédalage identique. Ce dernier influence la vitesse de rotation de la roue d’inertie.

Il n’y a donc pas de dérailleur. La figure 5 présente l’ergocycle instrumenté.

Figure 5 : Représentation de l’ergocycle. En vision loupe sont notés les aimants, et le moyeu

à vitesse intégré.

Le capteur SRM :

Le système SRM (Schoberer Rad Messtechnik, Jülich, Allemagne) est un capteur de

mesure d’effort, positionné sur le plateau du pédalier (Figure 6a). Deux paramètres sont

mesurés : le couple au pédalier et la vitesse angulaire du plateau. A partir de ces deux

données, la puissance mécanique externe totale développée au pédalier par le cycliste est

calculée. Le moment au pédalier est obtenu par la déformation des jauges de contraintes (8


pour la version scientifique, tableau 5) disposées à l’intérieur du plateau (Figure 6b).

L’application d’une contrainte sur les jauges entraine une modification de la valeur électrique

de sortie. Ces variations analogiques sont alors associées à un moment de force

correspondant. Pour cela, une procédure régulière est nécessaire pour redéfinir l’offset sur les

jauges de contrainte afin de limiter ainsi les dérives de mesure. Aussi, avant le début de

chaque expérimentation, nous avons réalisé cette procédure. Cet offset correspond à la tension

de base, exprimée en Hertz, lorsqu’il n’y a aucune force appliquée sur les pédales (Bertucci

[2003]). La pente, spécifique au capteur, convertit les valeurs de sortie fournies en valeurs

couple produit au pédalier.

(a) (b)

Figure 6 : Photographie du (a) capteur SRM et (b) intérieur du plateau, comprenant les

quatre poutres (cercles rouges) supportant les huit jauges de contrainte.

Version Science

Localisation Plateau du pédalier

Quantité de jauge de contrainte 8

Précision de mesure ± 0,5%

Cadence 30 rpm à 255 rpm

Puissance 0 W à 4096 W

Alimentation Batterie (1000 heures)

Mode de transmission Télémétrique (Induction)

Tableau 5 : Caractéristiques spécifiques du capteur SRM Scientifique.

Les données du SRM sont enregistrées à l’aide d’un logiciel propre à ce dispositif.

Une interface « Torques Analysis » donne accès aux valeurs du couple à une fréquence

d’échantillonnage de 200 Hz. La vitesse angulaire est une vitesse moyenne, par tour du

pédalier, répartie uniformément sur 200 points chaque seconde. Ainsi, à chaque valeur de


couple est associée une valeur d’angle de la manivelle comprise entre de 0° et 360°. La

variation entre deux angles consécutifs est alors constante puisque qu’elle dépend de la vitesse

moyenne de rotation des manivelles. Plus la cadence de pédalage est importante et plus la

variation d’angle entre deux mesures l’est aussi. Chaque cycle de pédalage déterminé par le

SRM commence nécessairement par une valeur d’angle nul.

La figure 7 représente le déroulement méthodologique suivi par le système SRM pour

obtenir la valeur de la puissance mécanique externe totale à partir des données mesurées et

calculées.

Figure 7 : Organisation des données et des calculs proposés par le dispositif SRM pour

obtenir une valeur de puissance mécanique externe globale. Les cadres rouges symbolisent

les mesures réalisées, les cadres gris les données d’entrée nécessaires et les cadres noirs, les

différentes étapes du calcul.

L’intérêt du capteur SRM réside aussi dans le « Power Control » qui lui est associé. Il

s’agit d’un écran qui affiche en temps réel les données moyennes par cycle de pédalage, de la

puissance, de la cadence, de la vitesse simulée sur route, ainsi qu’un chronomètre et

éventuellement la fréquence cardiaque.

A l’heure actuelle, comme nous l’avons précisé dans le Chapitre I, le SRM est l’un des

capteurs le plus utilisé par le milieu sportif du cyclisme et par le milieu scientifique. A ce titre,


il est pris comme capteur de référence pour évaluer le couple et la puissance produits au

pédalier (Gardner [2004], Bertucci [2005b], Abbiss [2009]).

Le capteur I-Crankset:

Les pédales instrumentées I-Crankset (Sensix, Poitiers, France) mesurent les efforts

générés par le cycliste à l’interface pied/pédale par l’intermédiaire de plateforme de Stewart

instrumentées en jauges de déformation et intégrées dans un dispositif mécanique adapté aux

types de pédales automatiques indispensables pour fixer la chaussure. Une matrice de

découplage, obtenue par étalonnage, donne accès aux 6 composantes du torseur des actions

pied/pédale, soit les trois composantes de force (Fx, Fy, Fz) et les trois composantes de

moment de force (Mx, My, Mz), connues dans le référentiel du capteur.

Chaque pédale intègre également un codeur de position angulaire situé à l’extrémité de

son axe, permettant d’orienter la force mesurée par le capteur par rapport à la manivelle. Un

troisième codeur de position angulaire est fixé sur le boitier du pédalier. Il est composé d’une

tête de lecture et d’un anneau magnétique. Ce dernier renseigne sur la position de la manivelle

par rapport au cadre. La figure 8, présente les pédales instrumentées et les éléments qui les

composent.

(a) (b)

Figure 8 : Représentation d’une pédale instrumentée I-Crankset. Sont présents (a) la cale

automatique et le codeur angulaire et (b) le codeur manivelle (tête de lecture et anneau

magnétique).

Ainsi, à partir de ces données que sont les forces et leurs moments associés mesurés

dans le référentiel du capteur, l’orientation des pédales par rapport aux manivelles, et

l’orientation des manivelles par rapport au cadre, les couples et les puissances développés au

pédalier par les côtés droit, gauche et résultant sont calculés. Comme pour le capteur SRM,

préalablement à chaque expérimentation ou suite au démontage-montage, il faut déterminer

l’offset numérique des capteurs d’effort de façon à obtenir la précision affichée par le

constructeur soit <1% de l’étendue de mesure.


Version KPL1105A4D et KPL1105A4G

Localisation Pédales

Quantité de jauges de contrainte 6 par pédale

Précision de mesure ± 1% de l’étendue de mesure

Alimentation Sur secteur pour la version laboratoire

Codeur angulaire aux pédales Scancon -> Résolution : 0,018°

Codeur angulaire à la manivelle Willtec -> Résolution : 0,011°

Mode de transmission Filaire

Tableau 6: Caractéristiques spécifiques des capteurs pédales I-Crankset.

Le système I-Crankset est fourni avec un logiciel adapté aux tests cyclismes. Une

partie acquisition permet le lancement et l’arrêt de l’enregistrement, la visualisation des

paramètres biomécaniques en direct, tels que : le couple et la puissance du côté droit, gauche

et valeurs résultantes, les forces mesurées, l’indice efficacité ou encore la cadence. Une

deuxième partie concerne le post-traitement des données acquises et exporte un tableau

comprenant les éléments cités précédemment (Tableau 7). La fréquence d’acquisition peut

être choisie entre 50 et 500 Hz. Lors de nos acquisitions, nous avons retenu une fréquence de

200 Hz.

Données côté gauche, droit et global

Force (repère pédale)

Moment (repère pédale)

Centre de pression

Codeur angulaire

Force (repère manivelle)

Moment (repère manivelle)

Couple moteur

Puissance

Travail

Indice d’efficacité

Autres

Temps

Vitesse angulaire de la manivelle

Tableau 7 : Ensemble des données exportées suite au post-traitement des acquisitions du

système I-Crankset.


II -1.2 Le système cinématographique

L’acquisition de la cinématique du mouvement de pédalage est réalisée par un système

optoélectronique (Vicon, Oxford, Angleterre). Il est composé de caméras hautes résolutions (4

Méga Pixels) pour une fréquence d’acquisition maximale de 370 Hz. Nous avons fait le choix

d’enregistrer les données à une fréquence de 200 Hz, identique à la fréquence d’acquisition

des capteurs d’efforts I-Crankset. Chaque caméra possède 320 LED rouge ou infrarouge

formant une couronne positionnée autour de l’objectif. Un « Scotch Light » collé sur des

marqueurs passifs disposés sur le corps, réfléchit la lumière rouge qui est alors captée par les

caméras. Le centre de la tâche lumineuse perçue par au moins deux caméras, définit les

coordonnées 3D du marqueur, suite à une procédure de stéréovision réalisée par le logiciel de

reconstruction Vicon-Nexus.

La calibration du système est donc primordiale et poursuit plusieurs objectifs :

- Le premier objectif est de définir le champ expérimental et la mise au point des

caméras. Chaque caméra doit être positionnée et orientée en fonction du mouvement

que l’on souhaite enregistrer. Chaque marqueur doit être vu par au minimum deux

caméras.

- Le deuxième objectif est la calibration de l’espace. Un objet, une baguette de

calibration aux dimensions connues, est déplacé dans le champ de mesure. Un

traitement spécifique de ces images positionne les caméras les unes par rapport aux

autres dans un référentiel noté.

- La dernière étape est la création de l’origine du repère lié à l’espace de travail calibré.

La baguette de calibration est positionnée à l’origine du repère que l’on souhaite. Le

référentiel ainsi déterminé est appelé RVicon. La position 3D des marqueurs déterminée

par le logiciel de traitement Nexus est alors connue dans RVicon. Les constructeurs

nous indiquent que la position des marqueurs est identifiée avec une précision >1mm.

Lors de l’acquisition d’une expérimentation, le logiciel reçoit et traite les informations

en temps opérateur, ce qui permet une visualisation des marqueurs sur l’interface graphique.

Lors du post-traitement, nous affectons une nomenclature à chaque marqueur. Les données de

sortie correspondent à un tableau comprenant les coordonnées en 3D de chaque marqueur au

cours du temps.


En résumé :

Le tableau suivant récapitule le listing des outils, leur utilité et leur intérêt.

Outils Utilité Intérêt

Ergocycle SRM Bicyclette de laboratoire Ajustable en dimension, contrôle de la

résistance et du braquet.

Capteur SRM Acquisition du couple et de la puissance

créés au pédalier et traitement associé

Outil de référence dans la littérature et

dans le milieu sportif.

Système I-Crankset Acquisition des efforts créés aux pédales

et traitement associé

Différenciation des efforts produit

suivant les côtés gauche et droit

Vicon Acquisition de la cinématique du

mouvement de pédalage

Acquisition de la cinématique

articulaire

Tableau 8 : Récapitulatif des outils utilisés durant les expérimentations, leur utilité et leur

intérêt pour conduire l’analyse biomécanique du mouvement de pédalage proposée dans ce

mémoire.

II -1.3 La synchronisation des signaux

Les données, acquises par les différents outils, sont donc la cinématique enregistrée

par le système Vicon-Nexus et les efforts de contact par le système I-Crankset. Le problème

majeur de ce fonctionnement est de pouvoir synchroniser les acquisitions réalisées par deux

ordinateurs. Pour pallier cette difficulté, le système Vicon offre la possibilité de pouvoir

déclencher son acquisition par un autre système via la fonction « Start on Remote Trigger».

Un câble relie le giganet du système Vicon à une voie analogique de la carte d’acquisition du

système I-Crankset. Le déclenchement de l’acquisition depuis le logiciel I-Crankset envoie un

front descendant au système Vicon qui démarre alors automatiquement son acquisition.

Malgré ce procédé, un décalage temporel (Δt), de l’ordre de 15 ms peut subsister. Nous nous

sommes donc servis du système I-Crankset pour recaler la synchronisation. En effet, I-

Crankset génère et enregistre un signal périodique connu en créneaux également envoyé sur la

carte analogique du système Vicon. Aussi, lors du traitement des données, la procédure pour

recaler ces signaux (Figure 9) consiste à :

- détecter l’échantillon du premier front montant sur le signal analogique généré par le

système I-Crankset (t0 I-Crankset) ;


- détecter l’image correspondant au premier front montant enregistrée par la carte

d’acquisition analogique du système Vicon (t0 Vicon) ;

- la différence entre t0 Vicon et t0 Sensix renseigne du nombre d’échantillons à supprimer

au début de l’enregistrement de système I-Crankset.

Figure 9 : Représentation des signaux de déclenchement et de synchronisation.

II -2 La validation des capteurs pédales I-Crankset

Nous venons de présenter les principaux outils employés pour conduire ce travail de

thèse. Parmi ceux-ci, un dispositif de capteurs pédales, relativement nouveau mis au point par

la société SENSIX créée par deux anciens doctorants de l’équipe, a été utilisé. Si les données

et caractéristiques fournies par le constructeur de ces capteurs respectent parfaitement le

cahier des charges de l’appel d’offre, il est nécessaire de comparer et de valider, au sens

métrologique du terme et dans un contexte expérimental, cet outil commercialisé sous le nom

d’I-Crankset. Pour cela, nous avons établi un protocole spécifique afin de mesurer

simultanément le couple créé au pédalier par trois dispositifs différents lors d’un exercice de

pédalage. Ces trois systèmes sont :

les capteurs de pédales I-Crankset et le logiciel de traitement associé ;

un capteur SRM déjà présenté dans le chapitre I à travers les différentes études

qui ont cherché à comparer les données issues du SRM avec celles d’autres


capteurs ; bien que ces études (Gardner [2004], Abbiss [2009]) aient conduit à

une validation du système SRM nous avons choisi d’introduire dans la chaine

de mesure un capteur de couple, dont la validation a été établie. Ce qui

complète le dispositif expérimental par :

un capteur de mesure de couple type LEBOW (référence 1257). Il s’agit d’un

capteur de couple analogique de la société Eaton (Eaton Corporation, Troy

Michigan, USA). Il est étalonné pour mesurer un couple maximal de 225 Nm.

Le banc d’étalonnage utilisé par Gardner et Abbiss ne permettait pas de faire pédaler

un cycliste, le capteur de couple de référence étant directement monté sur un arbre passant par

l’axe du pédalier et commandé par un moteur. Ils n’en avaient pas nécessairement besoin dans

la mesure où les systèmes testés mesuraient la puissance sans avoir besoin de mesurer les

efforts aux pédales, ce qui n’est pas notre cas. Nous avons donc mis au point un banc

spécifique pour mesurer simultanément le couple développé au pédalier à l’aide du SRM, du

capteur de couple de référence et des capteurs de pédales I-Crankset, le tout, mis en

mouvement par un cycliste.

A l’issue de cette expérimentation, nous proposons de comparer les couples obtenus

par les trois systèmes et ainsi valider les capteurs SRM et I-Crankset par rapport au capteur de

référence LEBOW. Puis dans un second temps, nous comparerons les vitesses angulaires des

manivelles et les puissances issues de calculs spécifiques aux dispositifs SRM et I-Crankset.

Enfin, nous élargirons la discussion en comparant le travail mécanique externe calculés à

partir des données issues des deux outils de mesure.

II -2.1 La méthode

Dans le cadre de cette expérimentation, un seul sujet a réalisé les différentes

conditions du protocole puisque le but est ici de valider une chaine de mesure. La validation

de cette dernière est indépendante du sujet, de son niveau de pratique et de sa technique.

Avant la réalisation des tests, le cycliste a été informé verbalement de la nature et des

objectifs de l’étude. Cette phase est finalisée par la signature de la feuille de consentement.


a. Matériel

L’ergocycle utilisé est le home-trainer SRM-Indoor Basic. Il s’agit d’un vélo simulant

les conditions de pratique du cycliste préalablement réglé par le sujet. Cet ergocycle est

équipé du système SRM au pédalier et de pédales instrumentées I-Crankset. Lors de cette

expérimentation, l’ergocycle était relié à un banc d’essai (Figure 10).

Figure 10 : Photographie du montage complet de l’ergocycle équipé du pédalier capteur

SRM, des pédales instrumentées I-Crankset ; Cet ensemble sollicite le capteur de référence

Lebow par l’intermédiaire d’une chaine.

Figure 11 : Photographie du banc d’essai avec les différents éléments qui le composent. (A)

plateau de jonction entre l’ergocycle et le banc d’essai, (B) le capteur de couple Lebow, (C)

plateau de jonction entre l’axe du banc d’essai et la roue d’inertie, (D) la roue d’inertie et (E)

son dispositif mécanique de freinage.


Ce dernier est composé du plusieurs éléments (Figure 11). Le plateau (A) permet de relier

l’ergocycle au banc par l’intermédiaire d’une chaine ; l’axe (B) sur lequel est installé le

capteur de référence LEBOW (C), et enfin une roue d’inertie (D) utilisée pour définir la

charge résistive par l’intermédiaire d’un dispositif mécanique de freinage (E) composé d’un

plateau avant sur lequel sont déposées des masses additionnelles. C’est pour vaincre cette

résistance que le cycliste doit pédaler et donc créer un couple.

b. Protocole

Le cycliste ajuste l’ergocycle à ces propres réglages ; il adapte ainsi la hauteur de la

selle et du guidon, le recul de la selle et l’écart entre le guidon et la selle.

Le protocole de validation mis en place consiste à réaliser plusieurs paliers d’une

durée de 30 cycles de pédalage. Le cycliste suit les consignes de puissance mécanique externe

et de cadence sur le « Power Control » du SRM.

Trois conditions de tests ont été retenues de manière à solliciter les capteurs selon

différents protocoles, à savoir :

- Condition 1 : cadence (80 rpm) et charge résistive (210W soit 26 Nm) fixes ;

- Condition 2 : cadence (80 rpm) fixe mais une charge résistive qui augmente au cours

de l’essai passant de 150 W (18 Nm) à 250 W (30 Nm) pour les cycles retenus ;

- Enfin, la Condition 3 : charge résistive (42 Nm) fixe mais une cadence de pédalage qui

augmente passant de 56 rpm à 90 rpm sur les cycles retenus (soit de 250 à 400 W).

c. Acquisition des données

Le système SRM fournit, suite à l’exportation des données acquises via l’interface

« Torques Analysis », des valeurs d’angle et de fréquence pour chaque cycle. Cette fréquence

est convertie pour obtenir un couple à chaque acquisition. Un capteur disposé sur le cadre

identifie chaque tour de manivelle pour calculer une vitesse moyenne par cycle. La fréquence

d’acquisition est de 200 Hz.

Le système I-Crankset calcule le couple et la puissance produits au pédalier (Annexe

A) à partir du torseur des actions externes mesurées sur chaque pédale et des variations

angulaires de pédales et des manivelles. La fréquence d’acquisition de ce système est de 200

Hz.

Le signal du capteur de référence Lebow est exprimé en sortie en Volt. Une

expérimentation préalable d’étalonnage nous a permis de déterminer le coefficient de


conversion égal à 6.8 Nm/V (régression linéaire, R²=1). Ce signal est enregistré également à

200 Hz.

Avec le signal du capteur Lebow, nous enregistrons un signal de synchronisation émis

par le système d’acquisition des pédales I-Crankset afin de synchroniser tous les dispositifs de

mesure. La synchronisation avec le SRM a été obtenue en identifiant au cours de l’essai, un

cycle de pédalage reconnaissable. Ainsi nous avons demandé au cycliste de réaliser un « cycle

fort », c’est-à-dire plus rapide et entraînant un couple plus important.

Nous avons fait le choix d’exploiter les données sur 30 cycles de pédalage pour

chaque palier. L’ensemble des cycles de la période enregistrée a été normalisé et interpolé.

Le tableau 9 rappelle la provenance des données analysées en fonction du capteur

utilisé. La distinction est faite entre les valeurs mesurées et les valeurs calculées.

Lebow I-Crankset SRM

Couple global au pédalier Mesure Calcul Mesure

Vitesse angulaire du pédalier Mesure* Mesure Calcul

Puissance mécanique externe totale Calcul Calcul Calcul

Tableau 9 : Récapitulatif des données en fonction du capteur.

* Vitesse angulaire déduite de la vitesse angulaire mesuré par I-Crankset.

d. Analyse statistique

L’analyse des couples, des puissances et de la vitesse angulaire du pédalier obtenus

par les différents systèmes suit le même procédé pour chaque palier. Les cycles, une fois

normalisés, sont traités dans leur globalité par un coefficient multiple de corrélation inter-

protocole. Ce ipCMC est conçu pour évaluer la similarité de mesures évaluées à l’aide de

différents outils lors d’une même acquisition. Dans notre cas, le ipCMC permet de comparer

deux à deux les grandeurs obtenues par les systèmes SRM, I-Crankset et le capteur de

référence Lebow.

La formulation de ce calcul est décrite par Ferrari (Ferrari [2010]) et correspond à :


Où P renvoie aux outils d’acquisition en simultanée, en général deux (outil de référence et

outil à comparer), G est le nombre de cycles d’acquisition et F, le nombre d’échantillons par

cycle. Yg,p,f correspond à l’ensemble des données ordonnées, et les moyennes estimées

suivant les axes respectivement g, f et g.

Lorsque la valeur du ipCMC est proche de 1 cela signifie que les grandeurs obtenues par deux

des outils sont significativement identiques. Lorsque cette valeur s’éloigne de 1 et tend vers 0,

la relation entre les séries comparées diminue jusqu’à ne plus exister.

II -2.2 La comparaison des couples

Les comparaisons se font deux à deux, c’est-à-dire que le couple obtenu par le capteur

de référence Lebow est comparé à ceux donnés par les capteurs I-Crankset et SRM. Le couple

moyen par cycle est calculé à partir des données issues de chaque capteur. Ce sont ces valeurs

moyennes qui seront étudiées ci-après. Les résultats sont présentés sous la forme de

graphiques Bland-Altman (Bland [1986]). Sur le graphique de gauche, le trait plein représente

la régression linéaire entre les deux paramètres comparés et le trait en pointillés représente la

droite identité (pente = 1). Sur le graphique de droite, le trait plein représente la moyenne des

écarts observés entre les deux paramètres et les traits en pointillés représentent l’intervalle de

confiance à 95%.

On observe une forte corrélation (Figure 12) entre les capteurs Lebow et SRM (R² =

0.999), les capteurs Lebow et I-Crankset (R² = 0.999) et les capteurs I-Crankset et SRM (R² =

0.998) quelles que soient les conditions de tests. Ces résultats sont comparables à ceux

obtenus par Hopker (Hopker [2010]) pour la puissance lorsqu’il compare le SRM et le

Wattbike. Les pentes de régression, respectivement 0.982 et 1.02 pour le SRM et I-Crankset,

suggèrent, sur la plage du couple mesuré comprise entre 15 et 45 Nm, une légère tendance à la

sous-estimation du couple pour le premier et à une surestimation pour le second, avec un écart

moyen de -0.282 Nm pour le SRM et de 0.356 Nm pour I-Crankset par rapport au capteur de

référence. De fait, le SRM sous-estime également le couple au regard d’I-Crankset (Pente =

1.04 et écart moyen de 0.638 Nm).


15 20 25 30 35 40 4515

20

25

30

35

40

45

y=0.982x+0.251

r2=0.9995

RTSL (Nm)

SR

M (

Nm

)

15 20 25 30 35 40 45-2

-1.5

-1

-0.5

0

0.5

1

1.5

2

Moyenne RTSL (Nm) & SRM (Nm)

SR

M (

Nm

) - R

TS

L (

Nm

)

0.218 (+2SD)

-0.282

-0.783 (-2SD)

15 20 25 30 35 40 45 5015

20

25

30

35

40

45

50

y=1.02x-0.197

r2=0.9993

RTSL (Nm)

ICS (

Nm

)

15 20 25 30 35 40 45 50-2

-1.5

-1

-0.5

0

0.5

1

1.5

2

Moyenne RTSL (Nm) & ICS (Nm)

ICS (

Nm

) - R

TS

L (

Nm

)

0.927 (+2SD)

0.356

-0.215 (-2SD)

15 20 25 30 35 40 45 5015

20

25

30

35

40

45

50

y=1.04x-0.443

r2=0.9989

SRM (Nm)

ICS (

Nm

)

15 20 25 30 35 40 45 50-2

-1.5

-1

-0.5

0

0.5

1

1.5

2

Moyenne SRM (Nm) & ICS (Nm)

ICS (

Nm

) - S

RM

(N

m)

1.51 (+2SD)

0.638

-0.229 (-2SD)

Figure 12 : Graphiques Bland-Altman de la différence de couple entre les capteurs SRM,

Lebow (RTSL) et les capteurs I-Crankset (ICS) pour toutes les conditions. (n = 90 cycles)

Les limites de l’intervalle de confiance à 95 % sont à -0.783 Nm et 0.218 Nm pour le

SRM (avec une amplitude de différence maximale de 1.1 Nm) et -0.215 Nm et 0.927 Nm pour

I-Crankset (avec une amplitude de différence maximale de 1.2 Nm) ; ces données sont


conformes aux précisions annoncées par les constructeurs. La présence de la quasi-totalité des

points dans ces limites nous permet de valider les deux outils pour la mesure du couple au

pédalier.

De façon plus détaillée, le tableau 10 présente l’ensemble des résultats relatifs à la

comparaison de la mesure du couple par les trois capteurs. Le comportement des capteurs est

similaire, quelles que soient les conditions de sollicitations de ces derniers. On notera tout de

même des résultats un peu moins précis (pente à 1.04 et R² = 0.976) pour le SRM dans la

condition 3, c’est-à-dire, lorsque la cadence de pédalage varie au cours du test ; ces résultats

restent cependant tout à fait satisfaisants.

Conditions Comparaisons Pentes R² Ecart moyen

±1SD (Nm)

Ecart moyen relatif

±1SD (%)

Amplitude de

l’écart (Nm)

Amplitude

relative (%)

C1 SRM vs RTSL 1.03 0.99 -0.17+/-0.17 -0.67+/-0.64 0.63 2.4

C1 ICS vs RTSL 1 0.993 0.026+/-0.13 0.1+/-0.49 0.57 2.2

C1 ICS vs SRM 0.965 0.989 0.2+/-0.17 0.77+/-0.66 0.66 2.5

C2 SRM vs RTSL 0.977 0.996 -0.16+/-0.19 -0.76+/-0.88 0.97 4.5

C2 ICS vs RTSL 1.01 0.999 0.4+/-0.11 1.9+/-0.52 0.42 1.9

C2 ICS vs SRM 1.03 0.997 0.57+/-0.2 2.6+/-0.92 1 4.9

C3 SRM vs RTSL 1.04 0.976 -0.51+/-0.22 -1.2+/-0.53 0.79 1.9

C3 ICS vs RTSL 1.02 0.987 0.64+/-0.15 1.5+/-0.37 0.56 1.3

C3 ICS vs SRM 0.965 0.984 1.2+/-0.18 2.8+/-0.42 0.74 1.8

Toutes SRM vs RTSL 0.982 0.999 -0.28+/-0.25 -0.96+/-0.85 1.1 3.7

Toutes ICS vs RTSL 1.02 0.999 0.36+/-0.29 1.2+/-0.96 1.2 4.1

Toutes ICS vs SRM 1.04 0.999 0.64+/-0.43 2.2+/-1.5 1.8 6

Tableau 10 : Récapitulatif des données statistiques pour la comparaison du couple mesuré

par les trois capteurs et pour toutes les conditions.

Le tableau 11 rapporte les résultats des TorqueipCMC obtenus pour les 3 conditions. Il

s’agit de la moyenne des TorqueipCMC évalués pour chaque cycle de pédalage dans chacune des

conditions.

Condition 1

210W et 80rpm

Condition 2

Incrément Charge

Condition 3

Incrément Cadence

Lebow vs I-Crankset 0,996 0,995 0,996

Lebow vs SRM 0,983 0,978 0,981

I-Crankset vs SRM 0,981 0,974 0,974

Tableau 11: Moyennes des résultats du calcul du TorqueipCMC réalisé sur le couple entre les

différents capteurs et pour les différentes conditions de pédalage.


Le ipCMC défini par Ferrari (Ferrari [2010]) évalue la similarité d’un même paramètre

mesuré de façon synchrone par différents outils. Dans notre cas, le paramètre à analyser est le

couple généré au niveau du pédalier. Ce couple est enregistré par trois outils : le capteur

SRM, le capteur I-Crankset et notre capteur de référence Lebow.

Les courbes présentées (Figure 12) montrent une grande similitude entre les trois capteurs de

couple, confirmées par l’ensemble des valeurs du TorqueipCMC entre les capteurs Lebow et I-

Crankset et les capteurs Lebow et SRM. En effet, quelle que soit la condition de pédalage, ces

valeurs sont comprises dans l’intervalle 0.974 et 0.996. Cela signifie que ces deux systèmes

d’acquisition mesurent le couple de façon similaire.

Ces résultats valident les mesures de couple obtenues par les dispositifs I-Crankset et SRM. Il

est donc possible d’utiliser l’un ou l’autre de ces systèmes pour analyser et exploiter le couple

global au pédalier. Cette conclusion est valable pour différentes intensités et cadence de

pédalage puisqu’il n’y a pas de différence entre les conditions.

II -2.3 La comparaison des vitesses angulaires

Nous avons réalisé l’analyse statistique VelocityipCMC sur les vitesses de rotation des

manivelles. Le capteur SRM fournit une valeur moyenne pour l’ensemble du cycle de

pédalage ; cette vitesse est donc considérée constante sur un cycle. En revanche, les capteurs

Lebow et I-Crankset fournissent des valeurs de vitesses angulaires instantanées des

manivelles, qui varient donc en fonction du temps, lors d’une acquisition à 200 Hz. Rappelons

que ces vitesses angulaires sont identiques pour ces deux outils. La figure 13 représente la

vitesse de rotation des manivelles pour le système I-Crankset (ou Lebow) et SRM. Il s’agit

d’un cycle pris au hasard réalisé lors de la condition 1.

La vitesse de rotation des manivelles étant identique, par étalonnage, entre le capteur

Lebow et I-Crankset, le VelocityipCMC est logiquement égal à 1.

La figure 13 montre de grandes différences entre la vitesse angulaire des manivelles

acquise par les systèmes I-Crankset et SRM. Toutefois la valeur moyenne de la vitesse

angulaire par cycle des deux systèmes est identique. L’écart type calculé sur les valeurs est de


0.2 rad/s et 0 rad/s respectivement pour I-Crankset et SRM puisque, par conception, la vitesse

angulaire fournie par le capteur SRM ne présente pas de variation. Le calcul de VelocityipCMC

donne un nombre complexe pour l’ensemble des cycles ; ce résultat indique que les courbes

comparées présentent des caractéristiques très éloignées. Les différences entre la mesure de la

vitesse angulaire par le capteur SRM et I-Crankset sont donc significatives. Bien entendu, ce

constat peut être fait pour l’ensemble des conditions testées et quelle que soit la cadence de

pédalage et la charge résistive.

Figure 13 : Représentation de la vitesse de rotation des manivelles [trait plein (I-Crankset ou

Lebow) et trait pointillé (SRM)] .

II -2.4 La comparaison des puissances mécaniques externes

La puissance moyenne par cycle est calculée à partir des données issues de chaque

capteur. Ce sont ces valeurs moyennes qui seront étudiées ci-après. La présentation des

résultats concernant la puissance suit celle des résultats relatifs au couple. Ainsi, la figure 14

présente les graphiques Bland-Altman pour la comparaison du calcul de puissance entre les

capteurs Lebow (RTSL) et SRM, entre les capteurs Lebow et I-Crankset (ICS) et enfin entre


les capteurs I-Crankset et SRM. Si la puissance obtenue par les capteurs Lebow et I-Crankset

reste naturellement bien corrélée (la vitesse étant identique entre les deux outils), on constate

une diminution de la pente de la droite de régression entre la puissance Lebow et la puissance

SRM (0.935 soit une sous-estimation de 6.5 W pour 100 W). Ceci est en partie lié au capteur

de mesure de la vitesse angulaire du pédalier du capteur SRM, qui ne peut fournir qu’une

vitesse angulaire moyenne par tour de pédalier.

On remarque également un intervalle de confiance à 95 % plus important pour le SRM

(de -20.7 à 9.48 W) que pour I-Crankset (de -1.81 à 7.37 W). Ces résultats témoignent d’une

plus grande dispersion des puissances moyennes par cycle obtenues l’aide du SRM par

rapport aux puissances de référence fournies par le capteur Lebow, comparativement au

capteur I-Crankset.

Toutefois, les résultats pour les conditions 1 et 2 (Tableau 12) présentent un écart

moyen de -1.7 ±2.6 W (-0.78 ±1.2 %) et de -1.5 ±3.7 W (-0.82 ±2.1 W) dans l’évaluation de

la puissance moyenne par cycle par le SRM par rapport au capteur de référence, ce qui est

comparable à ce que l’on trouve dans la littérature (Gardner [2004], Abbiss [2009]) pour une

plage de sollicitation similaire.

L’écart moyen relatif observé entre le SRM et I-Crankset est de 0.86 ±1.2 % pour C1

et de 2.7 ±1.9 % pour C2, ce qui est comparable à ce que trouve Stapelfeldt lorsqu’il compare

son capteur de force 2D intégré aux pédales avec le SRM (Stapelfeldt [2007]). Là encore, et

de manière plus sensible, il apparaît que la condition 3 (avec une cadence incrémentée) met en

évidence une des limites d’utilisation du SRM comme capteur de puissance (erreur moyenne

absolue et relative de -14 ±7.3W soit -4.4 ±2.3%) comparativement au capteurs I-Crankset

(4.9 ±1.5 W soit 1.5 ±0.47 %).


100 200 300 400 500100

150

200

250

300

350

400

450

500

y=0.935x+9.77

r2=0.9903

P RTSL (W)

P S

RM

(W

)

100 200 300 400 500-40

-30

-20

-10

0

10

20

30

40

Moyenne P RTSL (W) & P SRM (W)

P S

RM

(W

) -

P R

TS

L (

W)

9.48 (+2SD)

-5.58

-20.7 (-2SD)

100 200 300 400 500100

150

200

250

300

350

400

450

500

y=1.02x-1.66

r2=0.9992

P RTSL (W)

P IC

S (

W)

100 200 300 400 500-40

-30

-20

-10

0

10

20

30

40

Moyenne P RTSL (W) & P ICS (W)

P IC

S (

W)

- P

RT

SL (

W)

7.37 (+2SD)

2.78

-1.81 (-2SD)

100 150 200 250 300 350 400 450100

150

200

250

300

350

400

450

y=1.08x-9.83

r2=0.9893

P SRM (W)

P IC

S (

W)

100 150 200 250 300 350 400 450-40

-30

-20

-10

0

10

20

30

40

Moyenne P SRM (W) & P ICS (W)

P IC

S (

W)

- P

SR

M (

W)

25.5 (+2SD)

8.36

-8.8 (-2SD)

Figure 14 : Graphiques Bland-Altman de la différence de puissance entre les capteurs SRM,

Lebow (RTSL) et les capteurs I-Crankset (ICS) pour toutes les conditions. (n = 90 cycles)


Conditions Comparaisons Pentes R² Ecart moyen

±1SD (W)

Ecart moyen relatif

±1SD (%)

Amplitude de

l’écart (W)

Amplitude

relative (%)

C1 SRM vs RTSL 1.07 0.976 -1.7+/-2.6 -0.78+/-1.2 12 5.5

C1 ICS vs RTSL 0.993 0.994 0.17+/-1.1 0.079+/-0.5 5 2.3

C1 ICS vs SRM 0.911 0.978 1.8+/-2.5 0.86+/-1.2 12 5.6

C2 SRM vs RTSL 0.977 0.976 -1.5+/-3.7 -0.82+/-2.1 14 7.8

C2 ICS vs RTSL 1.01 0.999 3.3+/-0.94 1.8+/-0.52 3.5 1.9

C2 ICS vs SRM 1.02 0.981 4.8+/-3.4 2.7+/-1.9 14 8

C3 SRM vs RTSL 1.08 0.98 -14+/-7.3 -4.4+/-2.3 29 9.2

C3 ICS vs RTSL 1.02 0.999 4.9+/-1.5 1.5+/-0.47 5.5 1.7

C3 ICS vs SRM 0.928 0.982 18+/-6.6 5.9+/-2.1 27 8.6

Toutes SRM vs RTSL 0.935 0.99 -5.6+/-7.5 -2.4+/-3.2 39 17

Toutes ICS vs RTSL 1.02 0.999 2.8+/-2.3 1.2+/-0.96 10 4.3

Toutes ICS vs SRM 1.08 0.989 8.4+/-8.6 3.6+/-3.6 42 18

Tableau 12 : Récapitulatif des données statistiques pour la comparaison de la puissance

mesurée par les trois capteurs et pour toutes les conditions.

L’écart maximal de mesure de puissance entre le SRM et le capteur de référence varie

entre 12 W (5.5 %) et 29 W (9.2 %) selon les conditions de tests alors qu’il reste inférieur à

3% quelle que soient les conditions pour les capteurs I-Crankset. Les résultats du PoweripCMC

de l’ensemble des cycles de pédalage pour les différentes conditions de pédalage (Tableau 13)

viennent confirmer la très bonne corrélation entre la mesure de la puissance mécanique

externe au pédalier faite par les trois capteurs (>0.97).

Condition 1

210W et 80rpm

Condition 2

Incrément Charge

Condition 3

Incrément Cadence

Lebow vs I-Crankset 0,997 0,995 0,996

Lebow vs SRM 0,986 0,981 0,981

I-Crankset vs SRM 0,984 0,977 0,973

Tableau 13 : Moyennes des résultats du calcul du PoweripCMC réalisé sur les puissances entre

les différents capteurs et pour les différentes conditions de pédalage.

Ces résultats valident les mesures de puissance obtenues par les dispositifs I-Crankset et

SRM. Il est donc possible d’utiliser l’un ou l’autre de ces systèmes pour analyser et exploiter

le couple global au pédalier. Une réserve peut cependant être émise quant à l’utilisation du

SRM comme capteur de puissance lors de test à cadence incrémentée en raison de la

« faiblesse » de son capteur de vitesse angulaire.


La condition 1 étant une condition de test dite « d’état stable », c’est-à-dire avec une

cadence et une charge fixes, il est possible de calculer un profil de couple et de puissance pour

un cycle moyen de cette condition, à partir des données obtenues par chacun des capteurs

pour les 30 cycles.

La comparaison des couples moyens instantanés (Figure 15) et des puissances

moyennes instantanées au cours du cycle (Figure 16) révèle une très bonne corrélation intra-

cycle entre les mesures des différents capteurs (R² = 0.991 et R² = 0.996 respectivement pour

le couple et la puissance pour le SRM et R² = 0.987 et R² = 0.987 pour I-Crankset).

En revanche, si l’amplitude des erreurs est comparable pour les deux outils, il apparaît

que le SRM a tendance à plus souvent sous-estimer que surestimer le couple et la puissance

instantanés au cours du cycle (Pentes de 0.905 et 0.902 respectivement pour le couple et la

puissance pour le SRM et Pentes de 0.99 et 0.992 pour I-Crankset). L’erreur moyenne reste

cependant inférieure à 0.2 Nm et 2W.


0 10 20 30 40 500

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

y=0.905x+2.29

r2=0.9912

RTSL (Nm)

SR

M (

Nm

)

0 10 20 30 40 50-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

Moyenne RTSL (Nm) & SRM (Nm)

SR

M (

Nm

) - R

TS

L (

Nm

)

3.25 (+2SD)

-0.173

-3.6 (-2SD)

0 10 20 30 40 500

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

y=0.99x+0.277

r2=0.9871

RTSL (Nm)

ICS (

Nm

)

0 10 20 30 40 50-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

Moyenne RTSL (Nm) & ICS (Nm)

ICS (

Nm

) - R

TS

L (

Nm

)3.08 (+2SD)

0.0263

-3.02 (-2SD)

0 10 20 30 40 500

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

y=1.09x-1.99

r2=0.9795

SRM (Nm)

ICS (

Nm

)

0 10 20 30 40 50-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

Moyenne SRM (Nm) & ICS (Nm)

ICS (

Nm

) - S

RM

(N

m)

4.57 (+2SD)

0.199

-4.17 (-2SD)

Figure 15 : Graphiques Bland-Altman de la différence de couple instantané entre les capteurs

SRM, Lebow (RTSL) et les capteurs I-Crankset (ICS) pour le cycle moyen de la condition 1.

(n = 30 cycles)


0 100 200 300 4000

50

100

150

200

250

300

350

400

y=0.902x+19.4

r2=0.9962

P RTSL (W)

P S

RM

(W

)

0 100 200 300 400-40

-30

-20

-10

0

10

20

30

40

Moyenne P RTSL (W) & P SRM (W)

P S

RM

(W

) -

P R

TS

L (

W)

23.5 (+2SD)

-1.67

-26.9 (-2SD)

0 100 200 300 4000

50

100

150

200

250

300

350

400

y=0.992x+1.95

r2=0.9876

P RTSL (Nm)

P IC

S (

Nm

)

0 100 200 300 400-40

-30

-20

-10

0

10

20

30

40

Moyenne P RTSL (Nm) & P ICS (Nm)

P IC

S (

Nm

) -

P R

TS

L (

Nm

)

25 (+2SD)

0.169

-24.7 (-2SD)

0 100 200 300 4000

50

100

150

200

250

300

350

400

y=1.1x-18.5

r2=0.9843

P SRM (Nm)

P IC

S (

Nm

)

0 100 200 300 400-40

-30

-20

-10

0

10

20

30

40

Moyenne P SRM (Nm) & P ICS (Nm)

P IC

S (

Nm

) -

P S

RM

(N

m)

35.8 (+2SD)

1.83

-32.1 (-2SD)

Figure 16 : Graphiques Bland-Altman de la différence de puissance instantanée entre les

capteurs SRM, Lebow (RTSL) et les capteurs I-Crankset (ICS) pour le cycle moyen de la

condition 1. (n = 30 cycles)


II -2.5 La comparaison des travaux mécaniques externes

Les résultats et les conclusions que nous avons obtenus suite à l’analyse de la

puissance mécanique externe totale, rend compte d’une similitude entre les trois outils

d’acquisitions. Toutefois, nous nous sommes posé la question de l’impact des écarts de

puissances sur l’estimation du travail mécanique externe, Wext. Ce dernier est un paramètre

énergétique calculé à partir de l’intégration de la puissance comme étant : . .

Ce travail a été évalué pour les trois outils de mesure sur les 30 cycles retenus.

Le tableau 14 présente les écarts obtenus, à l’issue des 30 cycles, sur entre les

capteurs I-Crankset, SRM et le capteur de référence Lebow. La différence est aussi exprimée

en pourcentage du travail total cumulé.

Condition 1

210W et 80rpm

Condition 2

Incrément Charge

Condition 3

Incrément Cadence

Ecart (J) (%) Ecart (J) (%) Ecart (J) (%)

I-Crankset vs Lebow 1.63 0.03 74.27 1.88 117.44 1.56

SRM vs Lebow 46.25 0.98 45.72 1.16 396.77 5.26

Tableau 14 : Comparaison du travail calculé à partir des puissances fournies par les

capteurs I-Crankset et SRM et calculé à l’aide des données issues du capteur de référence

pour les différentes conditions de pédalage.

Les résultats montrent des écarts relativement faibles pour les conditions 1 et 2, en

Joules et en pourcentage, entre les capteurs I-Crankset et SRM et le système Lebow. Par

contre, la condition 3 est marquée par une augmentation forte de cet écart entre le capteur

SRM et le système Lebow, atteignant près de 400 Joules, soit 5.26%. Pour cette même

condition, nous constatons également une augmentation de ces écarts entre I-Crankset et

Lebow qui reste toutefois acceptable puisque inférieure à 2%. Dans cette condition 3, le

paramètre qui évolue, est la cadence de pédalage qui, rappelons-le, est considérée constante

pour le SRM. Aussi nous émettons l’hypothèse que l’augmentation cet écart constaté sur le

travail est en partie due à l’estimation moyenne de cette vitesse sur chaque cycle. Pour vérifier

cette hypothèse, un nouveau calcul du travail est proposé à partir de la puissance qui

associe le couple mesuré par le SRM à la vitesse angulaire mesurée par I-Crankset, soit :

.


Le tableau 15 présente ces nouveaux résultats obtenus labellisé SRM*.

Condition 1

210W et 80rpm

Condition 2

Incrément Charge

Condition 3

Incrément Cadence

Ecart (J) (%) Ecart (J) (%) Ecart (J) (%)

SRM vs

Lebow 46.25 0.98 45.72 1.16 396.77 5.26

SRM* vs

Lebow 38.42 0.81 39.37 1.00 108.28 1.44

Tableau 15 : Comparaison du travail pour les différentes conditions de pédalage, avec

le capteur de référence Lebow.

SRM vs Lebow : calculé à partir des puissances fournies par le SRM,

soit dtCoupleW SRMSRMext ][_ .

SRM* vs Lebow : calculé à partir du couple issu du SRM et de la vitesse angulaire

instantanée mesurée par I-Crankset, soit : dtCoupleW CranksetISRMext ][

Ainsi, la proposition de calculer le travail en associant le couple mesuré par le SRM et

la vitesse angulaire mesurée par I-Crankset divise par trois l’écart constaté entre le SRM et le

capteur de référence Lebow. Ce résultat vérifie l’hypothèse énoncé selon laquelle la vitesse

fournie par le SRM influence le calcul du travail mécanique externe produit au pédalier, ce

qui limite l’utilisation de ce capteur dans le cadre d’une étude énergétique du mouvement de

pédalage.

II-2.6 Le bilan

L’objectif de cette partie a été de comparer les mesures (couple, vitesse, puissance et

travail) fournies par deux capteurs utilisés dans les études du mouvement de pédalage, à

savoir i) le SRM très employé actuellement au sein des laboratoires et des équipes de

cyclistes, ii) le système I-Crankset, récemment développé et intégré plus particulièrement

dans les laboratoires. Ces deux systèmes sont comparés à un capteur de référence. Différentes

comparaisons ont été effectuées et chacune d’entre elles relève un constat.


Le premier bilan est réalisé sur la mesure du couple produit au pédalier. Dans ce cas,

les résultats du test statistique, TorqueipCMC , ne montrent pas de différence significative par

rapport au capteur de référence. Ce constat est indépendant de la cadence de pédalage et de la

résistance. Les couples obtenus par les capteurs I-Crankset et SRM sont donc semblables.

Le deuxième bilan concerne l’évaluation de la mesure de la vitesse angulaire des

manivelles. Sur ce point, le VelocityipCMC montre qu’il y a des différences significatives entre la

mesure réalisée par I-Crankset et SRM.

La troisième comparaison concerne la puissance mécanique externe produite au

pédalier. Comme pour le couple, le calcul du PoweripCMC donne une valeur proche de 1. Ce

constat montre que les puissances calculées par I-Crankset et SRM sont très voisines.

Aux vues de ces premières trois conclusions, nous montrons que le fait d’obtenir des

différences significatives dans l’estimation de la vitesse angulaire n’altère en rien le calcul de

la puissance. Dans le but de faire un constat précis, nous avons pris un cycle au hasard de la

condition 1 dont le couple au pédalier est connu et la vitesse moyenne issue du capteur I-

Crankset est, elle aussi, connue. Nous avons fait évoluer l’écart type des valeurs de la vitesse

angulaire sur ce cycle sans modifier la cadence moyenne sur le cycle, comme le montre

l’équation suivante :

Ici est la valeur de la vitesse angulaire instantanée à chaque angle sur un cycle (360

valeurs), est la vitesse angulaire moyenne sur le cycle mesurée par I-Crankset, est le

pourcentage que l’on souhaite ajouter par rapport aux valeurs initiales et les 360 nouvelles

valeurs de vitesse angulaire. La figure 17 représente les différentes vitesses en considérant

l’augmentation de l’écart type expliquée précédemment et sa répercussion sur la puissance

mécanique externe totale. La démarche est la suivante : l’écart type initial est de 0.2 rad/s.

Chaque courbe de vitesse (Figure 17) correspond à une augmentation de l’écart type de 200%

correspondant à 0.408 rad/s. Ainsi pour le couple mesuré sur ce cycle, la puissance mécanique

externe peut être calculée pour chaque courbe de vitesse.


Figure 17 : (a) Représentation de la vitesse angulaire suite à l’augmentation de son

écart type. Entre chaque courbe de vitesse, l’écart-type augmente de 200% soit 0.408 rad/s à

partir d’un écart type initial de 0.2 rad/s. (b) Représentation des puissances mécaniques

externes associées aux courbes de vitesse.

Enfin nous utilisons cette nouvelle vitesse angulaire pour estimer la nouvelle

puissance mécanique externe. Un PoweripCMC est évalué entre cette nouvelle puissance et la

puissance d’origine. Il faut augmenter l’écart type de la vitesse angulaire de 930% (soit un

écart type final de 2.01 rad/s pour la vitesse de rotation) pour obtenir un PoweripCMC non

significatif, c'est-à-dire inférieur à 0.95. Ceci confirme le peu d’influence quant au degré de

précision de la vitesse angulaire nécessaire pour le calcul de la puissance cycle à cycle. Cette

dernière semble donc plus dépendante de la précision de la mesure du couple.

Pour le confirmer, comme pour la vitesse angulaire, nous avons testé la sensibilité de

la précision de la valeur du couple sur le calcul de la puissance. La vitesse angulaire retenue

est celle donnée par I-Crankset et nous avons fait évoluer l’écart type des valeurs du couple

sans en modifier la valeur moyenne, par la relation :

Ici est la valeur du couple à chaque angle sur un cycle (360 valeurs),

est le couple moyen sur le cycle mesuré par I-Crankset, est le pourcentage que l’on

souhaite ajouter par rapport aux valeurs initiales et les 360 nouvelles valeurs du couple.

La figure 18 représente les différents couples en considérant l’augmentation de l’écart

type et sa répercussion sur la puissance mécanique externe totale. La démarche est la


suivante : l’écart type initial est de 12.78 Nm. Chaque courbe de couple (Figure 18)

correspond à une augmentation de l’écart type de 5% soit 0.64 Nm. Ainsi pour la vitesse de

rotation mesurée sur ce cycle, la puissance mécanique externe peut être calculée pour chaque

courbe du couple.

Figure 18 : (a) Représentation du couple globale suite à l’augmentation de son écart type.

Entre chaque courbe, l’écart-type augmente de 5% soit 0.64 Nm à partir d’un écart type

initial de 12.78 Nm. (b) Représentation des puissances mécaniques externes associées aux

courbes du couple.

Ainsi, pour obtenir un PoweripCMC inférieur à 0.95 entre la puissance d’origine et la

puissance modifiée, il faut augmenter l’écart type sur le couple de seulement 30% (soit un

écart type final de 16.48 Nm pour le couple) alors que l’écart type de la vitesse angulaire des

manivelles devait être augmenté de 930% ce qui montre une plus grande sensibilité de la

puissance à la mesure du couple au pédalier qu’à celle de la vitesse angulaire du pédalier.

Le quatrième bilan concerne le paramètre énergétique, le travail évalué sur les 30

cycles de pédalage retenus. Dans cette partie les écarts constatés sont faibles, inférieurs à 2%

de la valeur de travail obtenu avec le système de référence. La condition 3 qui intègre

l’évolution de la cadence de pédalage sur les 30 cycles, soulève cependant le problème de

l’utilisation, par le SRM, de la vitesse angulaire moyenne dans le calcul de la puissance


mécanique. Nous montrons que le fait de prendre en compte une vitesse angulaire instantanée

permettrait au capteur SRM d’améliorer considérablement le calcul du travail mécanique

externe produit au pédalier. Ce constat limite l’utilisation du SRM dans les études

énergétiques du mouvement de pédalage.

En résumé, même si les capteurs SRM et I-Crankset donnent des valeurs de couples et

puissances voisines, il semble que l’utilisation du système d’acquisition I-Crankset apporte

plus de pertinence dans l’optique d’une analyse scientifique plus précise de la réalité.

La possibilité d’avoir des données de force, de couple, et de puissance dissociées de

chaque côté droit et gauche, de connaitre avec exactitude l’orientation des pédales et des

manivelles à chaque instant du cycle de pédalage offrent de nombreuses possibilités

d’analyse. En particulier nous pouvons, par les procédures de calcul dites en dynamique

inverse, évaluer les forces et moments nets articulaires, ainsi que les puissances articulaires.

La dynamique interne peut alors être évaluée. Par ailleurs ces données sont indispensables dès

lors que l’on s’intéresse aux calculs des forces musculaires.

II -3 Les modèles biomécaniques retenus

L’analyse biomécanique du mouvement de pédalage que nous souhaitons réaliser

repose sur les lois de la mécanique des systèmes multicorps. Leur mise en œuvre suppose de

modéliser l’objet d’étude, à savoir le système bicyclette + cycliste et plus particulièrement le

cycliste. Nous devons donc construire les modèles biomécaniques et leurs référentiels

associés dont l’un des objectifs principaux est de rendre compte, de manière simplifiée, de la

réalité complexe du mouvement de pédalage, à la fois d’un point de vue cinématique et

dynamique.

II -3.1 Le choix du référentiel global

L’acquisition de la cinématique du mouvement de pédalage est réalisée, comme vu

précédemment, par le système d’analyse d’images Vicon. L’espace calibré nous a permis de

définir le référentiel RVicon. Dans la plupart des études, RVicon est choisi comme le référentiel


de référence. Dans le cadre de notre étude, nous avons préféré recalculer ce référentiel que

nous notons R0 en le liant à la bicyclette dans la mesure où le plan longitudinal de la

bicyclette constitue un plan privilégié pour étudier le mouvement de pédalage. Une fois la

bicyclette positionnée dans l’espace image, le référentiel R0 {0 ; X0 ; Y0 ; Z0} est construit

avec les marqueurs positionnés sur l’ergocycle comme illustré à la figure 19 et listés dans le

tableau 16. L’origine est définie par le marqueur arrière droit de l’ergocycle ; X0 est l’axe

longitudinal de la bicyclette, Y0 l’axe médio-latéral et Z0 l’axe vertical. Ainsi, la position de

l’ensemble des marqueurs évaluée par le système Vicon dans RVicon, est exprimée dans R0.

Figure 19 : Localisation des marqueurs positionnés sur l’ergocycle. Les marqueurs

positionnés sur la pédale gauche sont semblable à ceux de la pédale droite.

9

11


Nomenclature Marqueurs

N° Droit N° Gauche

1 Base avant droite 4 Base arrière droite

2 Base avant gauche 3 Base arrière gauche

5 Cadre Avant

6 Cadre arrière

7 Milieu du cintre

8 Selle

9 Pédale droite 10 Pédale gauche

11 Dessous de pédale droite 12 Dessous de pédale gauche

Tableau 16 : Nomenclature et position des marqueurs de l’ergocycle.

II -3.2 La modélisation du cycliste

Concernant la modélisation retenue pour le cycliste, celle-ci est désormais classique

dans les études mécaniques du mouvement. Le corps du cycliste est en effet considéré comme

un système plurisegmentaire défini en quinze segments. Chacun de ses segments est considéré

indéformable. Ils sont reliés entre eux par des articulations de type rotule (3 degrés de

libertés).

Ces segments sont : les pieds, les jambes et les cuisses côtés droit et gauche, le bassin,

le tronc, l’ensemble tête et cou, les bras, les avant-bras, les mains côtés droit et gauche.

Pour délimiter ces segments, nous avons placé des marqueurs cutanés. Le

positionnement des marqueurs suit les recommandations dictées par l’« International Society

of Biomechanics (ISB) » (Wu [2002], Wu [2005]). Un minimum de trois marqueurs par

segment est nécessaire. L’ensemble des marqueurs qui équipent le cycliste est présenté à la

figure 20 ; les points anatomiques ainsi repérés sont nommés dans le tableau 17.


Figure 20 : Localisation des marqueurs cutanés positionnés sur le corps du cycliste.

Dans le cadre de notre étude, les mouvements du haut du corps ne seront analysés

qu’en translation. De ce fait, le placement des marqueurs sur la partie supérieure ne suit pas

de façon spécifique les recommandations ISB. Nous nous sommes toutefois assuré que le

nombre et le positionnement des marqueurs utilisée permettait de définir les longueurs

segmentaires.

En associant les coordonnées 3D des marqueurs aux tables anthropométriques issues

de la littérature et aux équations de régression proposées par Zatsiorsky et reprises par de

Leva (de Leva [1995]), nous calculons les paramètres inertiels, à savoir la masse (mi), le

moment d’inertie (iI) de chaque segment Si, la position du centre de gravité (Gi). Ainsi,

chaque segment est référencé par la notation suivante : Si {mi ; Gi ; iI}.


Segment Nomenclature Marqueurs

Localisation N° Droit N° Gauche

Tête et cou 1 Top.head Sommet du crane

2 R.Temple 3 L.Temple Tempe

Tronc 4 C7 Apophyse épineuse de C7

5 V.Sacral

Vertèbre sacrale

6 Sternum

Sternum

Bras 7 R.Acromion 9 L.Acromion Acromion

8 R.Elbow 10 L.Elbow Epicondyle latéral

Avant-Bras 11 R.Wrist.Med 13 L.Wrist.Med Processus styloïde de l'ulna

12 R.Wrist.Lat 14 L.Wrist.Lat Processus styloïde du radius

Main 15 RHNraduis 18 LHNradius Tête du premier métacarpien

16 RHNknuckle 19 LHNknuckle Tête du troisième métacarpien

17 RHNulna 20 LHNulna Tête du cinquième métacarpien

Bassin 21 R.EIAS 23 L.EIAS Epine iliaque antéro-postérieure

22 R.EIPS 24 L.EIPS Epine iliaque postéro-supérieure

Cuisse 25 R.Troch 28 L.Troch Grand trochanter

26 R.Knee.Med 29 L.Knee.Med Condyle interne

27 R.Knee.Lat 30 L.Knee.Lat Condyle externe

Jambe 31 R.Shank.Front 34 L.Shank.Front Tubérosité tibiale

32 R.Ankle.Med 35 L.Ankle.Med Malléole interne

33 R.Ankle.Lat 36 L.Ankle.Lat Malléole externe

Pied 37 R.Heel 41 L.Heel Arrière du calcanéum

38 R.Toe.Med 42 L.Toe.Med Tête de premier métatarsien

39 R.Midfoot.Sup 43 L.Midfoot.Sup Tête du troisième métatarsien

40 R.Toe.Lat 44 L.Toe.Lat Tête du cinquième métatarsien

Tableau 17 : Nomenclature et position des marqueurs.

Au bilan :

La cinématique du cycliste est évaluée dans le référentiel R0 et les efforts d’interaction

cycliste/bicyclette sont mesurés dans le référentiel propre à chacun des capteurs, puis projetés

dans R0. A chaque segment Si, est associé un repère Ri anatomique local, défini en fonction

des mouvements de rotations articulaires (abduction/adduction, flexion/extension, rotation

interne/ rotation externe) (Wu [1995]).


Figure 21 : Définition des segments et des repères associés.

Chaque repère Ri est localisé à l’articulation distale du segment Si, notée Ai. Le

référentiel R i {A i ; X i ; Yi ; Zi} est construit de la manière suivante : Zi désigne l’axe

longitudinal du segment, l’axe Xi est l’axe antéro postérieur et Yi, est l’axe médio-latéral de

manière à ce que (Xi ; Yi ; Zi) forme un trièdre direct, non conforme aux recommandations de

l’ISB (Figure 21). Ce choix assure une cohérence avec l’orientation des référentiels propres

aux capteurs dynamiques. La figure 21 représente les segments, leur nomenclature et leur

notation.


L’ensemble des procédures des calculs a été réalisé sous Matlab. Une procédure de

lissage de type Savitzky-Golay (degré du polynôme 3, largeur de fenêtre : 11) a été utilisée, à

chaque étape de dérivation permettant d’accéder aux vitesses et accélérations.

Ainsi, les chaines de mesure cinématique et dynamique donnent accès aux paramètres

d’entrée (Cf. organigramme, Figure 4) suivants :

les paramètres cinématiques segmentaires et inter-segmentaires tels que :

- les positions, vitesses et accélérations des centres de gravité segmentaires par rapport à

O et exprimées dans R0: OGi, ;

- les positions et vitesses des centres articulaires par rapport à O et exprimées dans R0 :

;

- les repères segmentaires pour définir les matrices de rotation exprimant

l’orientation des segments i par rapport à R0 ;

- les vitesses angulaires des segments par rapport à leurs centres de gravité et exprimées

dans R0 : ;

- les vitesses inter-segmentaires : .

les paramètres dynamiques mesurés tels que :

- les forces de contacts entre les capteurs i et les segments j du cycliste exprimées dans

le référentiel k : ;

- les moments d’interaction entre les capteurs k et le segment m du cycliste calculé en i

et exprimé dans Rj : .

II -4 Conclusion

Ce chapitre nous a permis de présenter de manière détaillée les principaux outils

utilisés pour conduire ces travaux de thèse. Nous nous sommes plus particulièrement centrés

sur les capteurs de mesures des efforts d’interaction entre le cycliste et la bicyclette sachant

que les mesures cinématiques sont devenues désormais des processus relativement connus

dans les laboratoires d’analyse du mouvement. Les modèles biomécaniques utilisés sont


également classiques puisque nous assimilons le système cycliste en un ensemble de segments

solides, ce qui convient au regard des problématiques étudiées.

Nous avons souhaité développer de manière approfondie la validation des capteurs de

mesures dynamiques SRM et I-Crankset. Ce choix est motivé tout d’abord, par le fait que la

plupart des études concernant la validation du système SRM, prennent rarement en compte la

démarche classique utilisée en métrologie qui consiste à évaluer l’outil au regard d’un capteur

de référence certifié. En second point, le dispositif I-Crankset, récemment développé et mis

sur le marché n’a pas fait encore l’objet d’études de validation bien que ce système se

positionne, de notre point de vue, comme un outil scientifique dès lors que l’on s’intéresse à

la dynamique du mouvement de pédalage. A l’issue de cette étape de validation, nous

montrons que I-Crankset est un outil pertinent pour mesurer les paramètres globaux au

pédalier, couple, vitesse angulaire, puissance. Le capteur SRM reste également un outil

performant pour le calcul du couple et de la puissance ; il présente cependant des limites

lorsqu’il y a des modifications brutales de la vitesse angulaire du pédalier. I-Crankset a

l’avantage de dissocier les contributions droite/gauche et de permettre le calcul du travail

produit au pédalier, contrairement au SRM.

Par ailleurs l’un des objectifs scientifiques que nous nous sommes fixés, concerne

l’étude de la force produite à la pédale. Pour cela, le développement d’une station de mesure

pour évaluer l’ensemble des efforts d’interaction cycliste/bicyclette s’avère indispensable.

Malheureusement nous n’avons pu utiliser les capteurs cintre et selle que très tardivement et

initier une première étape dans la validation de cette chaine dynamique à partir d’une

procédure d’optimisation. Ce travail sera poursuivi par le travail actuellement en cours de

Mathieu Ménard.

Au bilan, nous avons accès, par l’intermédiaire des outils de mesure et des modèles

biomécaniques associés, à l’ensemble des données d’entrée nécessaire pour étudier la

cinématique et la dynamique du mouvement de pédalage, problématiques scientifiques dont

les parties théoriques et expérimentales sont développées, respectivement, aux chapitres III et

IV suivants.

Chapitre III

Analyse biomécanique du mouvement de pédalage Sommaire

III-1 Etude de la force produite à la pédale

III -1.1 Revue de littérature III -1.2 Proposition théorique de la provenance de la force à la pédale.

III -2 Analyse énergétique mécanique du mouvement de pédalage III -2.1 Revue de littérature III -2.2 Cadre théorique du calcul des efforts et puissances articulaires

III -2.2.1 Les données initiales III -2.2.2 Evaluation des efforts articulaires nets par dynamique

inverse (récurrence ascendante). III -3 Analyse des puissances instantanées mises en jeu en cyclisme et application du

théorème de l’énergie cinétique. III -3.1 Expression littérale des puissances externes

III -3.2 Expression de l’énergie cinétique totale, CextSc E du système Sc

III -3.3 Expression littérale de la puissance des efforts internes au système Sc

III -3.4 Le théorème de l’énergie cinétique au système Sc III -3.5 Réflexions sur une proposition simplifiée de calcul de la puissance

produite par le cycliste.

La tâche ultime du cycliste est de produire une force sur chaque pédale pour créer un

couple moteur au pédalier. Ainsi, par la mise en rotation de ce dernier et la transmission du

couple au niveau des pignons de la roue arrière par l’intermédiaire de la chaine, la bicyclette

avance. Cette tâche de pédalage est donc dépendante de la variation des forces produites aux

interactions pieds/pédales notées 0CS 11F et 0

CS 24F . Cette variation tient compte à la fois de

C h a p i t r e II I | 82

l’intensité des forces créées et de leur orientation par rapport aux manivelles. Si l’orientation

de ces forces a été particulièrement décrite dans de nombreuses études (Sanderson [2003],

Bini [2011], Stepniewski [2014]) et les ouvrages techniques (Gregor [2000], Grappe [2009],

Bini [2014]), à notre connaissance seulement deux publications, se sont intéressées à une

interprétation théorique et expérimentale de ces forces (Kautz [1993], Neptune [1999]).

III -1 Etude de la force produite à la pédale

III-1.1 Revue de littérature

Classiquement dans la littérature, le cycle de pédalage est défini par un enchainement de

quatre phases distinctes. Le cycle est initié lorsqu’une pédale est en position haute, référence

0° par rapport à la direction verticale passant par l’axe du pédalier. Les manivelles étant

symétriquement opposées, les phases sont en opposition deux à deux.

- La première phase est la phase de descente de la manivelle, communément appelée

«phase de poussée ». Durant cette phase, la manivelle décrit la moitié d’un cycle

complet, balayant le secteur angulaire allant de 0° à 180°. Cette phase est connue pour

être qualifiée de « phase propulsive ».

- La deuxième phase est le point mort bas ou phase de transition basse. Il s’agit du point

de passage entre la phase d’extension et de flexion de l’articulation genou. Ce point se

situe à 180°.

- La troisième phase, en opposition à la première, est caractérisée par la remontée de la

manivelle ; elle est aussi appelée « phase de traction » dans l’intention du cycliste.

Nous verrons ce qu’il en est exactement au chapitre IV. La manivelle décrit alors le

secteur angulaire allant de 180° à 360°. Cela correspond à la seconde moitié du cycle

de pédalage.

- La quatrième phase est le point mort haut ou phase de transition haute. Il s’agit du

point de passage entre la phase de flexion et d’extension de l’articulation genou. Ce

point se situe à 360°, en opposition à la troisième phase.

Dans ce cas, le découpage des cycles de pédalage présente l’avantage d’être géométrique,

c’est-à-dire que les angles fournis sont donnée par rapport à une droite verticale passant par

l’axe du pédalier (Figure 22) Pour faciliter la lecture, nous décrivons chaque demi cadrant par


deux secteurs angulaires de 90°. Pour nos études, nous avons opté pour ce découpage en

positionnant initialisant le cycle de pédalage à 0° avec la manivelle droite en position haute.

Figure 22 : Représentation du découpage du cycle de pédalage retenu ; en vert la manivelle

droite. Le cycle de pédalage est initié, la manivelle droite à 0°.

Aujourd’hui, tout le monde s’accorde d’une part sur le découpage d’un cycle de

pédalage au regard de la contribution des forces exercées sur les pédales à créer un couple

moteur ou résistant, au pédalier et d’autre part, sur le calcul d’un indice d’efficacité

permettant de qualifier la force dite « utile » ou « efficace » perpendiculaire aux manivelles.

La figure 23 représente la force globale appliquée sur la pédale ainsi que ses composantes

utile et non-utile.

Cet indice est défini pour le côté droit par le rapport 3C

1C1S

3C

1C1SUtd

F

FIE et pour le côté gauche par

3C

2C4S

3C

2C4SUtg

F

FIE où 3C

1C1SUt F et 3C

1C4SUt F représentent les composantes normales aux manivelles

des forces 3C

1C1S F et 3C

1C4S F exprimées dans le référentiel RC3 associé aux manivelles. En effet,

comme précisé au chapitre II, les forces aux pédales sont mesurées dans le référentiel propre à

chacun des capteurs, eux-mêmes liés aux pédales. Ces dernières sont en rotation par rapport

aux manivelles ce qui suppose de connaitre, à chaque instant du cycle de pédalage leur

orientation par des codeurs angulaires, dans le référentiel RC3. Par ailleurs, nous proposons de

calculer un indice d’efficacité totale TIE prenant en compte globalement les indices calculés

pour les côtés droit et gauche, soit :

3C

2C2S3C

1C1S

g3C

2C2SUtd3C

1C1SUtT

k.Fk.F

FFIE (Boucher [2005]),


avec kd=kg=1 lorsque les forces 3C

1C1SUt F et 3C

1C4SUt F sont des forces motrices (couple moteur)

et kd=kg=-1, lorsque les forces sont des résistives (couple résistant). C’est ce calcul que nous

considérons pour nos analyses ; il est par ailleurs intégrer dans l’interface logicielle I-Crankset

(Sensix).

Figure 23 : Représentation de la notion de force utile à la manivelle. La force globale

appliquée sur la pédale ( 3

11

CCS F , en rouge) peut être décomposée en une force utile (3

11

CCSUt F ,

en vert) et une force non-propulsive ( 3

11

CCSNp F , en bleu).

Selon Kautz (Kautz [1991]) la compréhension de la technique de pédalage, à travers

l’indice d’efficacité, est un prérequis fondamental pour appréhender la biomécanique en

cyclisme. Il fait le constat que la technique de pédalage a été investiguée uniquement dans des

conditions particulières, sprint, cadence faible, puissance mécanique externe faible, mais que

ces conditions ne reflètent pas les conditions réelles de pratique.

Depuis, sur la base de ces indices, de nombreuses études ont analysé l’évolution des forces

produites aux pédales en fonction de la puissance générée globalement au pédalier (Coyle

[1991], Sanderson [1991], Rossato [2008]), de la fréquence de pédalage (Sanderson [1991],

Patterson [1990], Rossato [2008]), de la posture (assis et danseuse) du cycliste sur la

bicyclette (Bertucci [2003], Grappe [2009]).

RC3

3

11

CCS F

3

11

CCSNp F

3

11

CCSUt F

ZC3

XC3

YC3


Ainsi, Kautz (Kautz [1991]) a comparé l’évolution des forces appliquées au cours du

cycle de pédalage par des cyclistes pédalant à deux niveaux de puissances, respectivement

120 W et 200 W ; la cadence était fixée à 90 rpm. Les auteurs ont montré que la force est

différente pour chacun des cyclistes, à la fois en intensité mais aussi en orientation évaluée

dans le référentiel propre à la pédale.

Coyle, (Coyle [1991]) compare l’efficacité du pédalage de cyclistes confirmés et élites

sur un test d’une heure en laboratoire. Selon ses résultats, les cyclistes élites produisent plus

de force verticale que les cyclistes confirmés dans le repère de la pédale dans la phase

descendante et constate une augmentation de la Pmext développée. Mais il rapporte aussi que

l’augmentation de la force verticale n’améliore pas l’indice d’efficacité. C’est-à-dire que si

l’intensité de la force utile augmente, celle de la force non propulsive augmente également de

telle sorte que l’indice ne change pas. Lors de ce calcul, Coyle prend en compte l’orientation

de la pédale par rapport à la manivelle.

Ce résultat est aussi constaté par Sanderson (Sanderson [1991]). Il note, aussi, que

l’augmentation de la cadence influence négativement l’indice d’efficacité moyen sur le cycle.

Pour une augmentation de cadence de 60 rpm à 100 rpm, l’indice diminue de 0.4 à 0.3 pour

un palier à 100W et il passe de 0.6 à 0.4 pour un palier à 235W. De cette constatation, il met

en évidence que l’efficacité du pédalage augmente avec l’intensité du palier, passant de 0.4 à

0.6 respectivement pour 100W et 235W à une cadence de 60 rpm. Le même constat est réalisé

pour la cadence de 100 rpm. Dans cet article, Sanderson est l’un des premiers à présenter les

patterns de l’indice d’efficacité au cours du cycle. Dès lors, le cycliste peut connaitre les

secteurs angulaires qu’il convient d’améliorer, d’optimiser, comme le suggère Sanderson en

2003 (Sanderson [2003]).

L’indice d’efficacité au cours d’un cycle de pédalage renseigne sur l’orientation de la force à

la pédale par rapport à la manivelle aussi bien dans la phase descendante, 0°-180° que dans la

phase ascendante, 180°-360°. Si la nécessité d’optimiser l’orientation des forces est

facilement compréhensible et importante dans la phase propulsive, cet objectif recherché l’est

tout autant dans la phase ascendante. Pour autant un indice égal à 1 n’est pas une condition

suffisante pour produire un couple optimale au pédalier. Nous avons vu que cet indice est le

rapport de deux forces ; ce rapport peut donc être égal à 1, ce qui signifierait que la force

résultante produite à la pédale serait perpendiculaire à la manivelle ; mais cette force peut être

de faible intensité donc produire un couple qui sera lui aussi de faible intensité, donc moins

performant.


Kautz (Kautz [1991]) sera le premier à mettre en évidence des modifications de

l’indice d’efficacité dans la phase de traction de la manivelle avec l’augmentation de la charge

externe. Aussi, il montre que la propulsion n’est pas uniquement produite dans la phase de

descente mais également dans les secteurs angulaires 180° - 270° et 300° - 360°, avec une

minimisation de la force résistive dans la phase de remontée. Ce qui implique une

modification de l’indice d’efficacité. Kautz montre ainsi que la phase de remontée peut jouer

un rôle dans la propulsion.

Dans cette même analyse, Sanderson (Sanderson [2003]) constate que durant un effort

prolongé l’indice d’efficacité de cyclistes confirmés diminue dans la phase remontée. Cela

signifie que, par compensation, les cyclistes doivent générer une force moins importante dans

la phase de descente pour maintenir l’intensité de puissance demandée pour le palier.

Sanderson émet donc l’hypothèse qu’une optimisation de l’indice d’efficacité dans la phase

de remontée augmenterait la performance.

Pour que l’évaluation de cet indice d’efficacité soit pertinente et permette une réelle

analyse de la technique de pédalage, l’utilisation des capteurs aux pédales apparait être la

solution la plus pertinente. Certains auteurs comme Mornieux et Zameziati (Mornieux [2006],

Zameziati [2006]) tentent d’analyser les forces appliquées aux pédales en 3D en utilisant

uniquement une plateforme de forces. Ils fixent alors l’ergocycle sur cette plateforme de

force, et font l’hypothèse que la force médio-latérale appliquée sur la pédale lors de la phase

de remonté de la manivelle est nulle, en s’appuyant pour cela sur les travaux de Boyd, Broker

et Hull (Hull [1981], Broker [1990], Boyd [1996]). Par chaque phase descendante de pédale,

un système d’équation est résolu pour accéder aux composantes de forces et moments aux

pédales manquants. Rappelons simplement que les plateformes de force ne sont sensibles

qu’aux quantités d’accélération des masses en mouvement au-dessus de la plateforme. Aussi,

cet outil mesure les variations de la quantité d’accélération globale du système par rapport au

poids global du système. En conséquence, il n’est pas possible, par la plateforme de forces, de

dissocier les actions des différents segments qui contribuent à la production de la force à la

pédale. Nous abordons plus avant, cette expertise d’un point de vue théorique et confirmé par

les résultats expérimentaux présentés au chapitre IV.

Dans le but de comprendre la provenance des forces mises en jeu lors du mouvement

de pédalage plusieurs auteurs se sont intéressés aux activations musculaires par la mesure des

signaux électromyographiques (EMG) des principaux muscles des membres mobilisés dans le


mouvement de pédalage. Ainsi, Bini et Grappe (Bini [2014], Grappe [2009]) citent plusieurs

études comparant la coordination musculaire à travers l’analyse des données issues des EMG.

Ces études portent sur l’effet de la cadence, de la fatigue, de la posture. A titre d’exemple,

nous citons les travaux de Neptune (Neptune [1997]) qui évalue les angles de la manivelle

pour lesquels apparait le pic d’activation de huit muscles (biceps femoris, gastrocnemius

medialis, gluteus maximus, rectus femoris, semitendinosus, soleus, tibialis anterior et vastus

medialis). Ces angles sont ensuite comparés entre eux en fonction de plusieurs cadences de

pédalage (60, 75, 90 et 105 rpm). Rocha constate que ces pics d’activation apparaissent plus

tardivement avec l’augmentation de la cadence.

Si l’analyse de l’activité électromyographique peut présenter un intérêt dans la

compréhension des coordinations musculaires (Dorel [2008]) ou encore, comme données pour

estimer les forces musculaires (Lloyd [2003]), elle ne permet pas, en l’état actuel des

connaissances validées, d’expliquer d’où proviennent les forces produites aux pédales. Les

relations entre les forces musculaires (donc l’activation électromyographique des muscles) et

les forces produites aux pédales sont dépendantes du modèle musculo-squelettique choisi. Des

logiciels proposent des modèles plus ou moins élaborés pour établir ces relations. Notre

équipe, par le travail de thèse de Mathieu Ménard, investit cette thématique de recherche.

En attendant ces développements scientifiques, nous avons souhaité comprendre d’où

proviennent les forces générées aux pédales en nous appuyant plus classiquement sur la

cinétique du mouvement de pédalage.

Des travaux déjà anciens conduits par Kautz (Kautz [1993]) présentent une approche

analytique pour analyser ces forces. Les auteurs proposent de les décomposer en contributions

i) musculaires par l’évaluation des moments nets inter-segmentaires, ii) gravitationnelles dues

aux poids des segments et iii) dues aux inerties segmentaires (quantités d’accélération

linéaire et de rotation). Cette étude montre que les forces produites aux pédales ne sont pas

seulement le reflet d’une activité musculaire mais dépendent également du poids des

segments et des forces d’inerties. Ainsi, les forces produites aux pédales ne peuvent pas être

analysées sans prendre en compte la cinétique du mouvement de pédalage.

Plus récemment, Neptune (Neptune [1999]) fait uniquement la distinction entre le

couple musculaire et non-musculaire (inertie et gravité) dans la production du couple au

pédalier produit par un seul côté puisque une seule pédale était instrumentée en capteur

d’efforts. Il met en évidence que le couple négatif produit au pédalier lors de la phase de


remontée de la manivelle augmentait avec une cadence de pédalage croissante. Lors de son

expérimentation, Neptune fait varier la cadence de 60 rpm à 120 rpm (60, 75, 90, 105, 120

rpm), et constate que le travail négatif moyen passe de -2.9 Nm à -5.3 Nm sur un secteur

angulaire plus important. Ce couple négatif implique une force à la pédale résistive plus

importante avec l’augmentation de la cadence. Cette augmentation de force résistive contraint

le cycliste à générer plus de force motrice dans la phase descendante de la jambe opposée

pour garder le même niveau d’intensité de puissance exigée.

Dernièrement, Huang (Huang [2013]), empruntant la même démarche que Kautz

(1993), analyse la composition des couples articulaires lors d’une course de sprint. Il étudie

les contributions qui composent le couple net articulaire à la hanche et au genou lors d’un

sprint. Il définit les contributions au couple issues i) de l’activité musculaire, ii) du poids des

segments, iii) de la quantité d’accélération des segments et iv) de la force de réaction du sol

dans la phase d’appui. L’objectif de cette étude est de matérialiser le rôle des muscles qui

mobilisent les hanches et les genoux au cours de la phase d’appui et du balancement de la

jambe durant la course.

Nous avons souhaité poursuivre cette idée de la provenance des forces à la pédale, en

formulant mathématiquement leur expression en fonction des paramètres comme proposés par

(Kautz [1993]) mais en intégrant l’ensemble des interactions cycliste/bicyclette négligées par

Kautz, ce qui constitue l’originalité de notre travail. Pour le mener à bien, nous utiliserons

l’ensemble de la station expérimentale, ergomètre instrumenté et système d’analyse d’images

présentés au chapitre II.

III-1.2 Proposition théorique de la provenance de la force à la pédale.

Nous souhaitons évaluer et interpréter la force appliquée aux pédales en incluant la

dynamique complète du mouvement de pédalage. Cette dynamique prend en compte les

efforts produits par le cycliste aux interactions cycliste/bicyclette, les forces dues au poids de

ces segments et les inerties définies par les quantités d’accélérations segmentaires.

En d’autres termes, nous souhaitons répondre à la question suivante :

En quoi la dynamique du mouvement de pédalage conduit-elle à créer les forces produites

aux pédales ?


Pour répondre à cette question importante puisqu’elle conditionne le déplacement du

système Sc+v, nous proposons une approche théorique à partir du principe fondamental de la

dynamique appliqué au système cycliste exprimé par :

2

00

1

Cteext/Cyclis

CC

3i3

im( G

C) aRRF (Eq.1)

Pour conduire cette étude, l’instrumentation du vélo devrait être utilisée dans une version

complète afin de mesurer l’ensemble des efforts exercés par le cycliste sur le vélo au cours

d’une tâche de pédalage (Figure 24).

Figure 24 : Photographie du vélo avec l’ensemble des capteurs pédales.

Ainsi, le cycliste serait alors totalement isolé de son environnement puisque à chaque

instant, chacune de ces forces, exprimées dans le référentiel propre au capteur qui la mesure,

pourraient être connues. A ces forces extérieures, il faut ajouter les poids des différents

segments exprimés dans R0. Nous avons donc (Figure 25) :

- la force de réaction du cintre droit sur la main droite, S9, mesurée dans le référentiel

RC4 du capteur : 4

94

CSC F ;

- la force de réaction du cintre gauche sur la main gauche, S12, mesurée dans le

référentiel RC5 du capteur : 5

125

CSC F ;

- la force de réaction de la selle sur le bassin, S7, sur mesurée dans le référentiel RC6 du

capteur: 6

76

CSC F ;


- la force de réaction de la pédale gauche sur le pied gauche, S4, mesurée dans le

référentiel RC2 du capteur : 2

42

CSC F ;

- la force de réaction de la pédale droite sur le pied droit, S1, mesurée dans le référentiel

RC1 du capteur: 1

11

CSC F .

Figure 25 : Forces d’interaction bicyclette/cycliste mesurées par les capteurs 6 composantes

disposés sur la tige de selle (676

CSC F ), sur le guidon, cintre droit ( 4

94

CSC F ), cintre gauche (

5

125

CSC F ), à la pédale gauche (2

42

CSC F ) et à la pédale droite ( 1

11

CSC F ).

Les termes 1 et 2 de l’équation (Equation 1) expriment respectivement (1) la somme des

forces extérieures agissant sur le cycliste et (2) la quantité d’accélération du centre de gravité

(CG) du cycliste.

Nous projetons ces forces dans le référentiel RC3 lié aux manivelles (Figure 26) ainsi que la

quantité d’accélération évaluée dans R0. Soit :

0G

C0

0C0

0C0

CSC

CC

CSC

CC

CSC

CC

CSC

CC

CSC

CC i

3331

11

3

1

2

42

3

2

6

76

3

6

5

125

3

5

4

94

3

4aRRagRFRFRFRFRFR i ii i mmm

Avec 0C0i3m

iGaR , les quantités d’accélération segmentaires et 0C0i3m gR les poids des segments

exprimés dans RC3.

Une fois les projections de chacun des vecteurs réalisées dans RC3, ces vecteurs s’expriment

tous dans RC3 (Equation 2).

6

76

CSC F

A

C3

C1

4

94

CSC F

5

125

CSC F

1

11

CSC F

C2

2

42

CSC F

C4

C5


3

i

33

11

3

42

3

76

3

125

3

94

CG

CCSC

CSC

CSC

CSC

CSC agFFFFF i ii i mm (Eq. 2)

En conséquences, les forces produites par le cycliste aux interactions pieds/pédales, soient

3

24

CCS F et 3

11

CCS F qui permettent de créer le couple au pédalier, s’expriment alors par :

3

24

CCS F + 3

11

CCS F = -

i

3

i

CGim a + 3

94

CSC F + 3

125

CSC F + 3

76

CSC F +

i

C3gim (Eq. 3)

Figure 26 : Référentiel RC3 associé aux manivelles et centré en C3, axe du pédalier. Les

manivelles ont une longueur L.

Cette première étape réalisée, nous pouvons déterminer, pour chacun des termes de

l’équation 3, la force équivalente qui produit un couple équivalent au pédalier. Ainsi, nous

devons résoudre les équations suivantes :

- 3

ji

3

ji

3 CSC

CSC

C)( FOCFCC md33Eq

i pour les forces d’interaction et déterminer 3C

jSiCEq F ,

- 3

i

3

i

3 CG

CGi

Ci m)( aOCaGC md33

Eqim pour les quantités d’accélération segmentaires et

déterminer 3

i

CGaEq

im ,

- Et enfin 3

i

3

i

3 CGi

CGi

C mm)( gOCgGC md33Eq

i pour les poids segmentaires, et

déterminer 3C

iGEqgim ,

Sachant que LOC md3 , la longueur de la manivelle.

A titre d’exemple, considérons le schéma présenté à la figure 27 qui illustre la force d’action

de la selle sur le bassin et sa force équivalente à la pédale, telle que :

3

76

33

76

3 CSC

EqCCSC

C )( FOCFCC md363 (Eq. 4)

Seule la composante normale à la manivelle de cette force équivalente crée le couple en C3.

Nous notons 3

76

CSC FUt , cette force équivalente utile portée par l’axe Zc3 du référentiel RC3, qui

rappelons-le est associé au pédalier ; le couple produit par cette force est quant à lui porté par


l’axe YC3. Ainsi, le développement de l’équation 4 permet de déduire la force équivalente

égale à : L

C33

763

76

YCSCC

SCUt

)(F

FCC 63 ; Et le couple produit au pédalier, égal au produit de

la longueur de la manivelle L par la composante 3CZ

7S6CUt F , soit : 3CZ

7S6CUtF L .

6C

7S6C F

C6

C3

C1

6C

7S6CEq F

3CZ

7S3CUt F

Figure 27 : A titre d’exemple, représentation en termes de force équivalente 3

76

CSC

Eq F et de

force utile 3CZ

7S6C FUt à la manivelle obtenues à partir de la force 3

76

CSC F produite par la selle

sur le bassin du cycliste lors de son mouvement de pédalage.

Nous procédons ainsi pour l’ensemble des forces d’interaction vélo/cycliste, des forces poids

segmentaires et des quantités d’accélération segmentaire. En isolant les forces d’action des

pédales sur les pieds, nous obtenons la relation algébrique suivante :

3CZ

2C4SUt F + 3CZ

1C1SUt F = -

escinéma tiquMesures

i

Z

GUtC

im 3ai + 3CZ

9S4CUt F + 3CZ

12S5CUt F + 3CZ

7S6CUt F + i

3CZ

Utgim (Eq.5)

Avec g=-9.81 m/s²

A partir de cette relation, il est alors possible de quantifier la contribution des différents

termes aux forces exercées sur les pédales. Par exemple, nous pouvons étudier les

conséquences des différentes postures adoptées par le cycliste, en termes de forces

équivalentes et utiles produites aux pédales. De la même manière, le passage de la position

assise à la position danseuse peut être analysé en termes « d’apport de force » généré à la

Mesures dynamiques


pédale. En effet, en modifiant la posture, la position des CG par rapport au pédalier, c’est-à-

dire les vecteurs iGC3 s’en trouvent également modifiés d’où une modification des

contributions des quantités d’accélération et de poids segmentaires aux forces équivalentes et

in fine aux forces utiles aux pédales pour créer un couple au pédalier. Nous pouvons donc

évaluer les différentes phases de pédalage et le rôle joué par la jambe qui remonte.

Nous n’avons pas pu utiliser la chaine de mesure complète pour conduire une analyse sur la

contribution des différents termes de l’équation 5. La mise au point de cette chaine est toute

récente et il est nécessaire de la valider avant toute interprétation des données mesurées. Cette

procédure de validation est en cours.

Néanmoins, nous pouvons exprimer les forces utiles produites aux pédales en regroupant les

termes relatifs à la partie supérieure du corps, incluant les forces d’interaction selle et cintres,

le poids des segments tronc, tête, bras, avant-bras et mains ainsi que les quantités

d’accélération de ces mêmes segments. L’équation 5 devient alors :

3C

24

ZCSUt F + 3C

11

ZCSUt F =

ér ieursinfMembres

i

mg 6

1

ZGUti

6

1i

ZUti

3C

i

3C am +

corpsduha utePa rtie

mg 3C

S

3C Z

GUtSZ

UtS am + selleetresintcForces

3C

c654

ZSCCCUt F

(Eq.6)

Où l’indice S se réfère à l’ensemble des segments qui compose le haut du corps (bassin, tronc,

tête, bras, avant-bras, mains) aussi bien pour la masse ms que pour le centre de gravité Gs de

cet ensemble de segments.

Une interface logicielle a été spécialement conçue. Cette interface est présentée au chapitre IV

au cours duquel nous analysons l’évolution des contributions des différents termes à la

production de force à la pédale lors d’un test incrémentiel.

Une fois la chaine de mesure validée, cette interface pourra également être utilisée pour une

quantification plus fine des conséquences d’une modification de la posture sur la part relative

des termes de l’équation 6, à la production des forces utiles aux pédales.

III -2 Analyse énergétique mécanique du mouvement de pédalage


III-2.1 Revue de littérature

Comme cité au début de ce chapitre, la tâche du cycliste est de produire des forces sur

les pédales pour créer un couple moteur au pédalier. Pour générer ces forces, les muscles des

membres inférieurs sont principalement sollicités, créant ainsi aux articulations hanches,

genoux et chevilles des efforts nets induits par le mouvement de pédalage.

Un des objectifs fixé et précisé au chapitre II, est d’analyser les paramètres articulaires qui

caractérisent cette dynamique interne. Ces derniers représentent les forces nettes, moments

nets et puissances aux articulations. Il s’agit de valeurs évaluées globalement donc résultantes

aux articulations. La procédure de calcul de ces paramètres, initiée par la mesure des efforts

de contact pieds/pédales, associée à l’acquisition cinématique du mouvement de pédalage est

expliquée au paragraphe suivant (Cf. Partie III -2.2).

Dans la littérature, quelques auteurs analysent ces paramètres articulaires. Majoritairement,

c’est la puissance articulaire qui est décrite et utilisée pour mettre en évidence des

comportements spécifiques des cyclistes. Peu d’études rapportent les données sur les forces et

moments nets articulaires (Ruby [1993], Bini [2012], Bini [2012a]).

L’identification des puissances articulaires, nous permet d’estimer la contribution de chacune

des articulations dans le mouvement de pédalage. La contribution correspond à la puissance

générée à l’articulation par rapport à la somme algébrique des puissances générées aux

articulations. Ainsi, pour une jambe considérée, la somme des contributions est égale à 100%.

Une grande partie des études formule les résultats en fonction de cet indice de contribution

(Hoshikawa [2007], Elmer [2011]). Pour d’autres études, l’analyse des efforts et des

puissances articulaires est faite en fonction de la cadence de pédalage (Hoshikawa [2007],

Ettama [2009]), de la puissance mécanique externe totale (Elmer [2011]), de la fatigue

(Martin [2099]), des degrés de liberté des cales automatiques (Ruby [1993]), ou de la posture

(Bini [2012], Bini [2012a]).

Ainsi, Ruby (Ruby [1993]) met en relation l’effet des degrés de liberté entre la pédale et le

pied du cycliste suivant deux axes sur les efforts articulaires au niveau du genou. Le système

de cale offre la possibilité de laisser un mouvement de pronation/supination autour de l’axe

antéro-postérieur de la pédale, un mouvement de rotation interne/externe autour de l’axe

vertical et un mouvement de translation médio-latérale suivant ce même axe. Ainsi, il choisit

de laisser libre l’un ou l’autre de ces mouvements. Il compare donc l’effet de ces trois


mouvements libérés par rapport à un mouvement de pédalage sans liberté à ce niveau.

L’estimation des efforts articulaires au niveau du genou est réalisée en 3D. Ruby demande au

cycliste de pédaler à une cadence et puissance mécanique externe totale fixes égales

respectivement à 90 rpm et à 250 W. La liberté autour de l’axe antéro-postérieur limite les

forces antérieures et latérales et les moments de valgus et de rotation interne. D’un autre côté,

la liberté en rotation diminue les forces postérieures et latérales et les moments de valgus. La

liberté en translation ne modifie pas les efforts articulaires. Il est donc possible de limiter les

efforts articulaires au genou en modifiant la position et les degrés de liberté que proposent les

cales automatiques. Lors de son étude, Ruby constate que durant les essais avec la possibilité

de mouvement en translation médio-latéral, les résultats obtenus correspondaient aux limites

des possibilités de réglages de la cale. La détermination du déplacement des segments pied,

jambe, cuisse et des vitesses angulaires inter-segmentaires est réalisée uniquement pour une

seule jambe. Cette étude trouve un intérêt particulier puisqu’elle est l’une des seules à

proposer la lecture des efforts articulaires au travers des forces et des moments nets évalués au

genou.

Hoshikawa (Hoshikawa [2007]) rapporte qu’en 1986, Ericson a identifié des contributions de

puissance articulaire de 17%, 53% et 30% pour les chevilles, les genoux et les hanches

respectivement. Hoshikawa met aussi en avant les travaux de Broker (1994) qui constate que

ce pourcentage de contribution des articulations évoluait en fonction de la puissance

mécanique externe à fournir. Pour compléter ces résultats, Hoshikawa évalue les contributions

articulaires de cyclistes et de non cyclistes en fonction de la cadence pour une même

puissance mécanique externe de 200 W développée au pédalier. Il constate que la contribution

du genou diminue avec l’augmentation de la cadence de pédalage. A l’inverse, la contribution

de la hanche augmente. Il fait la distinction en fonction du niveau de pratique ; ainsi, la

contribution des articulations cheville et hanche est plus importante pour les non-cyclistes. La

cadence de pédalage et le niveau de compétence en cyclisme ont une influence sur la

contribution en puissance des articulations dans la génération d’une puissance globale au

pédalier. Cette étude est réalisée en 2D ce qui peut représenter son principal inconvénient.

En 2009, Ettama (Ettama [2009]) évalue l’effet de la cadence de pédalage sur les différentes

phases du couple au pédalier, de la force utile et des puissances articulaires. Lors de ce

protocole, il conserve une contrainte de pédalage identique à 260 W quelle que soit la cadence

de pédalage. Il initie le calcul des puissances articulaires à l’aide de capteur aux pédales

mesurant la force normale et de cisaillement dans le repère du capteur (mesures réalisées en

2D). Lorsque la cadence augmente, il constate un décalage temporel d’apparition du pic de


puissance articulaire quelle que soit l’articulation. De plus, plus la cadence est élevée, plus le

pic de puissance apparait tardivement dans le cycle. Selon l’auteur, ces décalages sont liés à

une modification de la technique de pédalage entre les différentes cadences imposées. Ettama

explique la modification de la technique de pédalage par le timing d’activation musculaire en

fonction de la cadence de pédalage. Il ouvre sa discussion sur le lien possible entre

l’évaluation de la technique de pédalage au travers des puissances articulaires et le choix

d’une cadence préférentielle.

En 2009, Bini (Bini [2009]) relève que les puissances articulaires estimées par dynamique

inverse sont les plus importantes dans la phase de descente de la manivelle (0° à 180°). Ces

puissances sont générées principalement par les hanches et les genoux. Il cite une étude de

Sanderson (2008) traitant de la contribution des articulations en fonction de l’augmentation de

la puissance mécanique externe totale. Aussi la cheville conserve le même pourcentage, tandis

que la hanche contribue de façon plus importante au détriment du genou.

L’effet de la fatigue sur les puissances articulaires est mis en évidence par Martin (Martin

[2009]). Son étude, réalisée en 2D, évalue la production de puissance aux articulations au

cours d’un test maximal de 30 secondes à 120 rpm. Les mesures sont réalisées durant 3

secondes au début, au milieu et à la fin de ce test. Les diminutions qu’il observe entre les

prises de mesures sont liées à une fatigue musculaire. Il évalue une diminution globale de

production de puissances articulaires (somme algébrique des trois articulations) de 36% et

58% respectivement pour l’acquisition intermédiaire et finale par rapport à l’acquisition

initiale. Un constat similaire est réalisé pour chaque articulation aussi bien en phase

d’extension que de flexion. Au cours de la phase d’extension de la cheville, cette articulation

présente une diminution importante de 49% dès l’acquisition intermédiaire. Martin, en ciblant

sur les plus grands écarts constatés au niveau de la cheville, soulève la possibilité de limiter la

mobilité de celle-ci et/ou de changer de stratégie (contrôle moteur), donc de modifier la

technique de pédalage. Une des limites de cette étude est la détermination des angles au

niveau du genou. En effet, il détermine indirectement cet angle en fonction de la position de la

hanche, de l’orientation de la manivelle et de la longueur des segments qui composent la

jambe.

Les répercussions de l’augmentation de la puissance mécanique externe totale sur la

production de puissances articulaires et leurs contributions sont étudiées par Elmer (Elmer

[2011]). Son protocole de recherche inclut un maintien de la cadence de pédalage fixe à 90


rpm. A la différence de Broker (1994), Elmer évalue les contributions des articulations en

fonction de leur mouvement, soit en extension, soit en flexion. Aussi, il montre qu’avec

l’augmentation de puissance mécanique externe, la contribution du genou dans sa phase

d’extension diminue tandis que la contribution du genou en flexion, et de la hanche en

extension augmente. A l’inverse, pour des paliers de faible intensité, la phase de flexion du

genou est relativement passive ; la puissance articulaire produite reste faible. Cette fois encore

l’analyse des puissances articulaires est réalisée en 2D, malgré l’utilisation d’un capteur de

force 3D à la pédale droite, la contrainte provenant de l’emploi d’une seule caméra vidéo.

L’effet de la modification du recul du bec de selle sur les efforts articulaires a été évalué par

Bini (Bini [2012]). L’objectif est de mettre en lumière les forces de compression et de

cisaillement (antéro-postérieure) au niveau de l’articulation patello-fémorale et tibio-fémorale.

L’évaluation en 2D de ces forces internes est initiée par les forces mesurées par une pédale

instrumentée et l’acquisition de la cinématique à l’aide d’une caméra vidéo. Trois conditions

de posture sont testées : préférentielle, avancée et reculée. Lors de cette expertise, il ne

constate pas de différence significative pour les forces de compression. Seule la force de

cisaillement augmente dans la posture dite reculée par rapport aux deux autres postures. Cette

différence est principalement due un à angle formé au genou différent entre les conditions,

puisque en avançant la selle cela revient à diminuer la longueur entre les hanches et le centre

du pédalier. Cette même année, Bini (Bini [2012a]) utilise un protocole et une instrumentation

identique lors de l’étude modifiant la hauteur de la selle. Encore une fois, les forces de

compression et de cisaillement (antéro-postérieure) au niveau de l’articulation patello-

fémorale et tibio-fémorale sont comparées. Quatre hauteurs de selle sont testées :

préférentielle, basse (angle de flexion du genou augmenté de 10°, manivelle en bas), haute (-

10°) et optimale (angle de flexion de 25°). Bini montre que la modification de la hauteur de la

selle n’a pas d’effet significatif sur les forces de compression patello-fémorale et tibio-

fémorale. En revanche, la force de cisaillement tibio-fémorale diminue lorsque la selle est

baissée. Cette fois-ci, la distance entre les hanches et centre du pédalier est aussi affectée par

la hauteur de la selle.

Les deux articles de Bini (Bini [2012], Bini [2012a]) mettent en évidence que la hauteur et le

recul du bec de selle sont des éléments qui, lorsqu’ils sont modifiés, influencent la répartition

des efforts articulaires. Dans le second article, il préconise ce type d’étude pour limiter la

surcharge au niveau du genou. L’analyse en 2D peut limiter l’interprétation des résultats.


L’évaluation de la dynamique interne présente deux intérêts majeurs. Le premier

intérêt réside dans la compréhension du mouvement de pédalage et dans l’organisation du

cycliste pour réaliser cette gestuelle. Il s’agit d’appréhender la technique de pédalage. La

connaissance des puissances articulaires contribue à définir des stratégies en termes de

hiérarchisation des articulations sollicitées et à travers elles, les groupes musculaires

spécifiquement activés. Le deuxième intérêt découle du premier point. En effet, la

connaissance des forces de compression et de cisaillement aux niveaux des articulations

apporte des éléments de réponse dans l’optique d’augmenter la performance mais aussi de

prévenir les traumatismes éventuels (Neptune [2000], Bini [2014]). Ruby (Ruby [1993])

rapporte en 1993 que 25% des traumatismes liés au cyclisme sont localisés au niveau des

genoux. Comme expliqué précédemment son étude tente de réduire les efforts aux genoux par

la modification du matériel utilisé.

Au regard des travaux réalisés, et pour répondre à la question initiale posée par

l’AFLD (Cf. avant-propos), nous proposons d’étudier le profil énergétique de coureur cycliste

par l’évaluation des puissances aux articulations chevilles, genoux et hanches. En cela, notre

analyse se rapproche des travaux proposés par Elmer (2011). Préalablement à la présentation

de ces expérimentations et des résultats obtenus développés au chapitre IV, nous rappelons,

succinctement au paragraphe suivant, le cadre théorique permettant d’évaluer la dynamique

interne générée au cours d’un mouvement de pédalage.

III-2.2 Cadre théorique du calcul des efforts et puissances articulaires

Le paragraphe suivant expose la procédure de calcul par dynamique inverse utilisé

pour obtenir les efforts et puissances articulaires. La description des données initiales et le

rappel de la modélisation retenue sont remémorés au début de ce paragraphe. Puis, suit la

procédure de calcul.

III-2.2.1 Les données initiales


La modélisation retenue est présentée sur la figure 28 ci-dessous. L’analyse se fait en

3D. La modélisation se limite aux segments pied/jambe/cuisse (côtés droit et gauche) incluant

les articulations cheville/genou/hanche (côtés droit et gauche) et le bassin.

- Le membre inférieur droit est modélisé par trois segments considérés rigides :

S1, pied et son référentiel associé R1, centré en A1; S2, jambe et son référentiel

associé R2, centré en A2 et S3 cuisse et son référentiel associé R3, centré en A3 et

articulés respectivement en A2, cheville ; A3, genou et A7, hanche ;

De masse, de longueur et de centre de masse respectifs m1, m2, m3 et L1, L2, L3, et

G1, G2 et G3.

Le segment S1 est articulé à la pédale droite au point A1, centre de pression de

l’interaction pied/pédale-capteur.

- Le membre inférieur gauche est modélisé par trois segments considérés rigides :

S4, pied et son référentiel associé R4 centré en A4 ; S5, jambe et son référentiel

associé R5 centré en A5 et S6 cuisse, et son référentiel associé R6 centré en A6 et

articulés respectivement en A5, cheville ; A6, genou et A8, hanche ;

De masse, de longueur et de centre de masse respectifs m4, m5, m6 et L4, L5, L6, et

G4, G5 et G6.

Le segment S4 est articulé à la pédale gauche au point A4, centre de pression de

l’interaction pied/pédale-capteur.

- Les manivelles Md droite (ou Mg gauche) de poids PMd (ou PMg) sont en rotation par

rapport à l’axe du pédalier YC3 ;

- R0 est le référentiel associé au vélo R0 {O ; X0 ; Y0 ; Z0} ;

- RC1 est le référentiel du capteur de mesure des efforts pied/pédale côté droit, RC1 {C1 ;

XC1 ; YC1 ; ZC1} ; le capteur associé à la pédale est noté C1, centré au milieu de la pédale

et sur sa surface. Les efforts pied/pédale sont mesurés dans ce référentiel.

- RC2 est le référentiel du capteur de mesure des efforts pied/pédale côté gauche, RC2 {C2 ;

XC2 ; YC2 ; ZC2} ; le capteur associé à la pédale est noté C2, centré au milieu de la pédale

et sur sa surface. Les efforts pied/pédale sont mesurés dans ce référentiel.

- L’orientation de la manivelle est connue, à chaque instant, dans R0 à l’aide d’un capteur

angulaire ;


- Les orientations des référentiels RC1 et de RC2 sont connues à chaque instant par rapport à

la manivelle à l’aide de capteurs angulaires ;

- Les efforts Pied/pédale sont mesurés dans les référentiels des capteurs ; ces efforts

représentent les actions du pied sur le capteur ;

- La cinématique articulaire est connue dans R0 ainsi que la position des points Ig et Id, C1

et C2 ;

x3

x1

Z3

Z2

Z1

x2

A2

A3

A7

2

3

XC1

ZC1

C1A1

x6

x4

Z6

Z5

Z4

x5

A5

A6

A8

5

6

XC2

ZC2

C2

A4

x0

Z0

Y0

+

G1

G2

G3

G4

G5

G6

GC2

GC1

C1

C2(R0)

Figure 28 : Rappel de la chaîne cinématique des deux membres inférieurs retenue.

III-2.2.2 Evaluation des efforts articulaires nets par dynamique inverse

(récurrence ascendante).

Le cycliste est assis sur la selle, les mains sur le guidon et les pieds fixés aux cales

automatiques spécifiques, elles-mêmes, solidaires des pédales qui intègrent les capteurs 6

axes. La chaine articulaire constituée des deux membres inférieurs est de ce fait fermée aux

trois extrémités, pieds et bassin. Pour évaluer les efforts articulaires, nous utilisons la

procédure de dynamique inverse ascendante, initiée par les efforts externes exercés sur les

pieds et mesurés par les capteurs.


Pour cela, nous appliquons sur chaque segment Si, les équations de Newton-Euler, à savoir :

- le principe fondamental de la dynamique ou équation de la résultante dynamique :

0GiS

0ext ii

m aF

- le théorème du moment cinétique ou théorème du moment dynamique :

dt

d iG

S

Gi

i

ii

LFM )( 0

Sext0

a. Principe de calcul

Soit le segment Si encadré par les segments Si+1 et Si-1 et articulé en Ai. (Figure 29).

L’objectif est de calculer la force articulaire nette notée 0SS i1i F et le moment articulaire net

noté )( 0SS

0A i1ii FM , actions de Si+1 sur Si calculées en Ai dans R0. Les actions de Si sur Si-1

calculées en Ai-1, soient 0SS i1i F et )( 0

SS0

i1i FMiA sont considérées connues dans R0.

XiZi

Zi-1

xi

Ai-1

Ai

Ai+1

x0

Z0

Y0

+

Gi

Pi

Xi-1

0SS i1i F

)( 0SS

0A i1i1i FM 0

SS i1i F

)( 0SS

0A i1ii FM

(R0)

Zi+1

Xi+1

Figure 29 : Configuration de 2 segments de la chaine segmentaire.

b. Calcul de 0SS i1i F , force articulaire nette en Ai dans R0

L’équation de la résultante dynamique appliquée au segment Si, exprimée dans le même

référentiel, fait référence aux forces extérieures appliquées au segment Si telles que :

0i

0 mii GSext aF


Avec :

0SS 1ii F , la force articulaire nette, action de Si-1 sur Si, évaluée par le calcul itératif

précédent en Ai-1, dans R0, ou bien mesurée par les capteurs de pédale I-Crankset lors

de la première étape du calcul qui évalue les efforts articulaires aux chevilles ;

0Si

P , le poids du segment Si, connu dans R0 ;

déter inerA

0SS i1i F , la force articulaire nette, action du segment Si+1 sur Si, en Ai, dont on veut

calculer les composantes dans R0 ;

la quantité d’accélération 0im

iGa , relative au segment Si, c'est-à-dire au centre de

gravité du segment Si qui est connue dans R0.

Ainsi, nous cherchons à évaluer 0SS i1i F sachant que les autres paramètres sont connus.

Nous pouvons déterminer les composantes de 0SS i1i F , en projetant vectoriellement,

l’ensemble des vecteurs dans la base associée à R0, soit :

0SS i1i F = 0

imiGa + 0

SS 1ii F - 0SiP (Eq. 7)

c. Calcul de )(i1i SS

0 FMiA , moment articulaire net en Ai dans R0

L’équation du moment dynamique, exprimée dans le même référentiel, appliqué au

segment Si, donne :

dt

di

i

ii

GS

SextG

000 )(

LFM

Le moment relatif au segment Si, )(0

ii SextG FM prend en compte le bilan des moments tels

que :

)( 0SS

0i1i FM

iA , le moment articulaire en Ai, action de Si-1 sur Si, calculé précédemment

dans le référentiel R0 ou bien mesuré par les capteurs de force aux pédales;

][)( 0S

0S

0ii

PGAPM ii iA , le moment du poids du segment Si, calculé en Ai dans R0 ;

déter inerA

Ai)( 0

SS0

i1i FM , le moment articulaire, action de Si+1 sur Si, calculé en Ai, dans le

référentiel R0; dans le cadre d’une récurrence ascendante, ce sont les composantes de

ce moment que l’on cherche.


La dérivée du moment cinétique 0

i

i

AS L du segment Si, calculé à l’articulation Ai, dans le

référentiel R0 s’exprime par : ][][ 0

G

0G

00

i

i aGAIL

ii i

SG

SA

S

mdt

d

dt

d i

i

i

i

i

dt

di

iG

S 0ω, connu dans R0;

0im

iGaGA ii connu dans R0.

Ainsi, au final, en regroupant l’ensemble des termes et en exprimant les vecteurs dans la

même base pour déterminer les composantes de )(1

0

iii SSA FM dans le référentiel R0, nous

obtenons :

)(1

0

iii SSA FM = ]m[dt

][di

i

i

i

GiG

SG/i 0

00

aGAI

ii - )( 00

1 iii SSA FM - )( 00

ii SA PM (Eq.8)

d. Calcul deiAP , puissance articulaire nette à l’articulation Ai, dans R0

La puissance évaluée à l’articulation Ai est celle des actions qui sollicitent les segments

adjacents à l’articulation. Ces actions sont calculées comme présentées ci-dessus. Au final,

nous obtenons :

Actions de Si sur Si+1

)(1

1

0

0

iii

ii

SSA

SS

FM

Fet action de Si+1 sur Si

)(

1

1

0

0

iii

ii

SSA

SS

FM

F.

L’action du moment )(1

0

iii SSA FM met en rotation le segment Si, caractérisée par la vitesse de

rotation de Si évaluée dans R0, soit 0G

Si

i ω et )(1

0

iii SSA FM met en rotation le segment Si+1,

caractérisée cette fois-ci par la vitesse de rotation de Si+1 évaluée également dans R0

soit 0G

S

1i

1i

ω . L’articulation Ai est aussi animée d’une vitesse de translation0

A iV sous l’action

des forces d’action de Si+1 sur Si et de Si sur Si+1.

Au final, la puissance calculée à l’articulation soumise aux torseurs d’actions réciproques

définies précédemment, est obtenue par la relation suivante :

000000000011

1

111P

iiii

i

iiiiiii

i

iSiSii ASSGS

SSAASSGS

AA )()( VFωFMVFωFM


Alors, sachant que :

)( 0

SS0A

0/SS

i1ii

i1i

FM

F=-

)( 0

SS0A

0/SS

1iii

1ii

FM

F, la puissance à l’articulation Ai se résume

à :

)()(P 000AA 1

1

iS1iSii i

i

i

iG

SG

S ωωFM

= 0/SS

0A i1iiS1iSi

)( ωFM (Eq.9)

Cette procédure itérative débute par le calcul des efforts et puissances articulaires aux

niveaux des chevilles, puis aux genoux, et enfin aux hanches. Le chapitre IV présente les

principaux résultats de cette procédure de calcul par dynamique inverse et discute des

évolutions liées à l’augmentation de la puissance mécanique externe totale lors d’un test

incrémentiel.

e. Les outils statistiques utilisés

Dans cette partie, nous exposons les outils statistiques utilisés pour analyser les résultats

discutés au chapitre IV. Ces outils correspondent à deux objectifs différents d’analyse. Le

premier consiste à évaluer une différence globale, soit au cours d’une même série de valeurs,

soit entre deux séries de valeurs d’un même phénomène. Le deuxième permet de quantifier

une similitude entre des séries de valeurs. On parlera dans ce deuxième cas de corrélation. En

d’autres termes, le premier objectif quantifie une différence, plus la valeur de l’indice

statistique sera importante plus l’écart entre les séries le sera également. Le deuxième objectif

évalue la ressemblance, c’est-à-dire à quel point des séries sont similaires.

- L’écart type représente l’écart moyen entre la valeur instantanée d’un paramètre et sa

valeur moyenne. Il s’agit donc d’une estimation de l’erreur globale de la mesure. Elle se

calcule comme suit :

n

ii )xx(

n 1

1

Où xi est une valeur instantanée de la série de donnée de n valeurs et x est la

valeur moyenne de la série.

- Par un calcul similaire à celui de l’écart type, il est possible de caractériser l’écart

moyen entre deux séries de données. Il s’agit de la RMSE (Root Mean Square Error) qui

se traduit par l’erreur quadratique moyenne. Il s’agit de l’erreur moyenne entre deux

série de mesure (x et y) et on l’estime par :


n

iii )yx(

nRMSE

1

1

Dans ce cas, xi est une valeur instantanée de la première série de donnée de n

valeur et yi une valeur instantanée de la deuxième série de donnée.

Une valeur faible du résultat de ces opérations justifie d’une faible différence moyenne entre

les deux courbes ou d’une série par rapport à la moyenne. Toutefois, l’estimation de l’écart

type et de la RMSE ne fournit pas de renseignement quant à une similitude entre deux séries.

L’objectif est donc de pouvoir mettre en évidence la présence ou non de relation entre ces

séries.

- Le coefficient de corrélation linéaire de Bravais-Pearson (TLCC), estime la linéarité

d’une relation entre deux séries de données. Cette mesure débute par le calcul de la

covariance (cov) entre les deux séries x et y.

)y*x()y*x(n

covn

iiiy,x

11

yx

y,x

*

covTLCC

Où xi est une valeur instantanée de la première série de données de n valeurs et x est la

valeur moyenne de la série ; yi est une valeur instantanée de la deuxième série de

données de n valeurs et y est la valeur moyenne de la série ; x et y sont les écarts

types respectivement de la série x et y.

Une valeur voisine de 0, signifie l’absence de relation linéaire entre les 2 séries. Lorsque

cette valeur est proche de -1et de 1, il y a une relation linaire respectivement négative et

positive entre les deux séries.


III -3 Analyse des puissances instantanées mises en jeu en cyclisme

et application du théorème de l’énergie cinétique.

Considérons le théorème de l’énergie cinétique appliqué au système « cycliste », Sc. Soit entre

deux instants consécutifs, nous pouvons écrire :

dt

d)) CT

SSS

c

ccE

P(P( extint FF (Eq. 10)

Avec

)cSextP(F puissance des efforts externes au système Sc,

)cSintP(F puissance des efforts internes au système Sc,

CTEcS énergie cinétique totale du système Sc.

Ainsi, la puissance des efforts internes est égale à :

)dt

d) c

c

c SCTS

Sextint P(

EP( FF (Eq. 11)

Nous développons ci-après les expressions de ces grandeurs.

III-3.1 Expression littérale des puissances externes

Par )cSextP(F , il faut entendre la puissance des efforts externes (forces et moments) appliqués

sur le système Sc , soit :

- la puissance du poids de Sc : 00Pc

c

c GS

cS sinm)( VgP , où α est l’angle formé par la

route ;

- la puissance de la force de traînée : 0

cGcS2

rx0

cSaéro VρC2

1)P VuF ( ; avec rV la vitesse

d’écoulement de l’air sur le cycliste avec VV vent0 c

cG

Sr V et u le vecteur

déplacement;

- la puissance du torseur (07/6 SCΓ ) des actions de la selle sur le bassin, notée : )P( 0

/SC 76Γ

- la puissance des torseurs des actions du cintre sur les mains droite (0

9/4 SCΓ ) et gauche

0

12/5 SCΓ notée respectivement : )P( 0/SC 94

Γ et )P( 0/SC 125

Γ .


- la puissance exercée au niveau du pédalier exprimée par 03

303 C

CC ωM , où 0

3C3C ω est

la vitesse de rotation des manivelles et 03CM , moment créé au pédalier par les forces

d’action des pédales sur le cycliste qui peut être mesuré par le capteur SRM, ou évalué

par le système I-Crankset (voir chapitre II).

Ainsi, la puissance des efforts externes est égale à :

)cSextP(F = )( 0

cSPP + )0

cSaéroFP( + )0

9/4 SCΓP( + )0

12/5 SCΓP( + )0

7/6 SCΓP( - 03

303 C

CC ωM (Eq 12)

Chacune de ces puissances varient au cours du temps.

III-3 .2 Expression de l’énergie cinétique totale, CTEcS du système Sc

Cette énergie comprend l’énergie cinétique externe, celle du centre de gravité du

système définie par CextEcS et l’énergie cinétique interne au système formulée par CintEcS .

L’énergie cinétique totale CTEcS est la somme de ces deux termes, soit :

CTEcS = CextEcS + CintEcS (Eq. 13)

L’énergie cinétique externe, CextEcS

Cette énergie s’exprime en toute rigueur par l’expression :20

GS

CextS

c

cc V2

1E cm .

L’énergie cinétique interne, intCcS E

CintEcS prend en compte les énergies de translation et de rotation de l’ensemble des segments

qui modélisent le cycliste. Pour le cycliste modélisé en 14 segments, l’énergie cinétique

interne intCSc E est la somme des énergies cinétiques de rotation et de translation des segments,

soit :

14

1

2*G

S14

1

20Gi

0i ]V

21

[]I21

[Ei

i

ii

i

SSintC

S miic

Où *Gi

V est la vitesse des centres de masse de chaque segment Si dans le référentiel R*

associé au centre de gravité du système Sc, 0S Iii le moment d’inertie du segment Si et 0

iG la

vitesse de rotation de Si.


Au final, l’expression de l’énergie cinétique totale du système « cycliste + vélo » se résume

à :

CTEcS =20

Gc2

1Vm cS

c + 14

1

2*G

14

1

200 ]V2

1[]I

2

1[

i

i

Si

iGi

Si

S iii m

III-3.3 Expression littérale de la puissance )intS P(c F des efforts internes au

système Sc

La puissance des efforts internes à la somme des puissances articulaires, évaluées par

dynamique inverse (Chapitre IV) qui peuvent se limiter ici à celles des articulations des

membres inférieurs, à savoir les chevilles, les genoux et les hanches. Nous négligeons les

puissances relatives aux articulations des membres supérieures (épaules, coudes et poignets)

dans la mesure où les vitesses angulaires inter-segmentaires sont voisines de zéro. Ainsi, la

puissance des efforts internes au système Sc est égale à : 6

1

S PPc

ii

Sint

c)( F (Eq. 14)

III-3 .4 Le théorème de l’énergie cinétique au système Sc

Développons l’équation 11 en intégrant les équations 12, 13 et 14. Nous obtenons :

6

1

SS PP cc

iiint )( F =

dt

]Ed[ intCcS

+dt

]Ed[ 0Cext

cS

- )(cS

0P P - )cSaéro

0P( F + 03

303 C

CC ωM - )P( 0

/SC 94Γ -

)P( 0/SC 125

Γ - )P( 0/SC 76

Γ

Ainsi, les puissances articulaires développées par le cycliste pour produire le

mouvement de pédalage, sont égales à :

6

1

S Pc

ii =

dt

]Ed[ intCSc

+dt

]Ed[ 0Cext

cS

- )(cS

0P P - )cSaéro

0P( F + 03

303 C

CC ωM - )P( 0

/SC 94Γ - )P( 0

/SC 125Γ -

)P( 0/SC 76

Γ (Eq. 15)


III-3.5 Réflexions sur une proposition simplifiée de calcul de la puissance

produite par le cycliste.

L’objectif est bien de déterminer la puissance produite par le cycliste c'est-à-dire celle

produite par les muscles actionneurs du mouvement de pédalage. Aussi quel type d’analyse

pouvons-nous faire de ce calcul de puissance ?

Peut-on considérer que la puissance générée au pédalier est égale à la somme des

puissances externes qui s’opposent au déplacement du système « vélo+cycliste », comme le

proposent certains auteurs (Portoleau [2014], Vayer [2013]) ?

La somme des puissances résistives qui s’oppose au déplacement du système Sc+v est définie

par : pentelaàDue

S )(c

0P P +

smea érodyna mi'làDue

Sa éro )c

0P( F + sfrottementa uxDue

Tr )0P(T

L’équation 15 illustre que les puissances articulaires permettent effectivement de lutter

contre les puissances résistives au déplacement du cycliste mais elles intègrent également le

fait que ces puissances « servent » à mettre en mouvement les segments corporels, à déplacer

le cycliste à une certaine vitesse, et à lutter contre les puissances des actions au niveau du

bassin et des mains. Peut-on négliger ces dernières puissances ?

Il est difficile de vérifier cela sur le terrain et en laboratoire puisqu’il faut mesurer la

cinématique du mouvement de pédalage, ce qui actuellement est difficile sur route et mesurer

les efforts d’interaction au niveau de la selle et du cintre. L’instrumentation actuellement en

cours de réalisation devrait, dans les prochains mois, nous permettre d’évaluer chaque terme

de l’équation 15 en situation laboratoire puisque, l’équation 15 devient :

6

1

S Pc

ii =

dt

]Ed[ intCSc

+dt

]Ed[ 0Cext

cS

+ 03

303 C

CC ωM - )P( 0

/SC 94Γ - )P( 0

/SC 125Γ - )P( 0

/SC 76Γ (Eq. 16)

Chapitre IV

Effet d’un test incrémental sur le mouvement de pédalage

Sommaire IV-1 Le protocole expérimental IV-2 Relation entre la technique de pédalage et la production de force à la pédale IV-2.1 Analyse des contributions des poids et des quantités d’accélération des segments :

cuisse, jambe, pied et haut du corps. IV-2.1.1 Contribution des cuisses IV-2.1.2 Contribution des jambes IV-2.1.2 Contribution des pieds IV-2.1.3 Bilan des contributions des membres inférieurs IV-2.1.4 Contribution du haut du corps

IV-2.2 Analyse des contributions des forces d’interaction selle/bassin, cintre/mains. IV-2.3 Bilan IV-3 L’approche énergétique IV-3.1 Rappel du contexte expérimental IV-3.2 Analyse des puissances mécaniques externes IV-3.3 Analyse des de la cinématique articulaire IV-3.4 Analyse de la dynamique interne : couple et puissance articulaire

Au cours du précédent chapitre, nous avons présenté le cadre théorique nous permettant de

répondre aux principales interrogations qui concernent l’étude de la force produite à la pédale,

et l’analyse énergétique du mouvement de pédalage. Le chapitre 4 présente les résultats

obtenus lors des différentes séquences expérimentales ; les discussions relatives aux questions

posées y sont également intégrées.

C h a p i t r e I V | 112

IV -1 Le protocole expérimental

Sujets

Au cours des quatre sessions expérimentales, 18 cyclistes hommes ont participé. Parmi

eux, 7 ont participé à deux sessions et 3 aux trois dernières sessions. L’ensemble des

participants sont des cyclistes de niveau élite.

Nom Poids (kg)

Taille (m)

Age première session réalisée

Session Novembre

2011

Session décembre

2012

Session mars 2013

Session novembre

2013

C1 66,5 1,82 26 X

C2 68,0 1,76 22 X

C3 64,2 1,76 20 X

C4 69,0 1,82 25 X

C5 78,0 1,86 31 X

C6 61,6 1,81 18 X X X

C7 76,7 1,87 20 X

C8 76,2 1,89 19 X

C9 66,3 1,79 21 X X X

C10 82,9 1,91 21 X X

C11 71,5 1,75 19 X X

C12 79,8 1,86 18 X X

C13 73,5 1,81 20 X X

C14 71,0 1,83 22 X X

C15 68,6 1,79 20 X X

C16 68,9 1,75 19 X X

C17 68,2 1,82 22 X

C18 59,0 1,72 20 X X X

Moyenne 70,55 ±6,34

1,81 ±0,05

21 ±3

2 13 11 5

Tableau 18 : Récapitulatif des caractéristiques des cyclistes.

Déroulement des expérimentations

Les expérimentations se sont déroulées au sein du service de médecine du sport, sous

la responsabilité médicale du Dr M.C. Paruit (PH). Pour cela, la salle, quotidiennement dédiée

à ce genre d’examen, a été aménagée pour recevoir l’ensemble des équipements nécessaires à

l’étude (système cinématographique et ergomètre instrumenté tel que décrit au chapitre II),

tout en respectant les consignes de sécurité usuellement exigées. Cela signifie que les

conditions d’examen ont été similaires à celles respectées pour un test classique d’agrément


de licence sportive. A l’issue des tests, les cyclistes obtenaient leur licence FFC, sous la

responsabilité du médecin.

Matériels

L’ensemble des expérimentations a été réalisé sur l’ergocycle ajustable SRM. De cette

manière chaque cycliste a retrouvé sa posture préférentielle. Rappelons que cet ergocycle est

instrumenté d’un capteur dit « de puissance » SRM au pédalier et de capteurs de pédales I-

Crankset. Le champ expérimental est défini par le système d’acquisition cinématique Vicon,

composé de 18 caméras. Dans le cadre de cette étude, une analyse physiologique était réalisée

de façon synchrone. Aussi, ce poste comprend la mesure de fréquence cardiaque, du volume

et de la concentration des gaz expirés, la tension artérielle, et la lactatémie. Les données

physiologiques ne sont pas exploitées dans le cadre de ce mémoire. La figure 30 montre

l’ensemble de la salle d’expérimentation et de façon plus précise le poste d’analyse

physiologique et l’ergocycle instrumenté.

Figure 30 : Organisation spatiale de la salle d’expérimentation. La loupe de gauche

représente le poste physiologique et la loupe de droite, l’ergocycle instrumenté.


Protocole

Les tests, que nous avons réalisés, se rapprochent de ceux dictés par la Fédération Française

de Cyclisme (FFC). Il s’agit d’un test incrémentiel (triangulaire) du type ELITE. Chacun des

paliers, d’une durée de 3 minutes, est réalisé à puissance mécanique externe constante. Le

premier palier commence à 100W, puis une augmentation de 50W est faite à la fin de celui-ci.

Le test s’arrête lorsque le sujet ne peut plus tenir la puissance mécanique externe demandée

ou sur décision du médecin. Il s’agit donc d’un test dit maximal, puisque le cycliste va au bout

de ces capacités.

Lors de nos expérimentations, nous avons ajouté une contrainte puisque le sujet devait

maintenir une cadence de pédalage de 100 rpm. Le choix d’une cadence fixe nous permet

d’assurer une comparaison entre les cyclistes focalisée sur les efforts produits aux

articulations et aux pédales.

Le choix du palier de 3 minutes est motivé par le besoin d’assurer un état stable biomécanique

et physiologique sur chaque palier. Dernièrement, la communauté scientifique habilitée à la

réalisation d’examen d’effort au sein des services de médecine du sport, a préconisé une durée

de palier de 2’ pour la mesure des seuls paramètres physiologiques.

La figure 31 représente l’allure générale de ce protocole. Des phases, d’une durée de 30

secondes à la fin de chaque palier, correspondent à un arrêt de l’acquisition. Pendant ce laps

de temps, un médecin et une infirmière pénétraient dans le champ d’acquisition pour réaliser

une mesure de la tension artérielle et une prise de sang.

Figure 31 : Segmentation des acquisitions en fonction des paliers du test ELITE. Chaque

palier est figuré par une marche en rouge d’une durée de 3mn. L’ordonnée représente la

puissance mécanique externe souhaitée et initiée à 100 W. L’incrémentation est de 50 W. La

durée du dernier palier atteint par le cycliste dépend de l’état « physique » de ce dernier. Les

coupures de 30‘’ sont utilisées pour réaliser la prise de sang et mesurer la tension artérielle.


IV -2 Relation entre technique gestuelle et la production de la force

à la pédale

Cette partie est en quelque sorte une proposition méthodologique développée théoriquement

au chapitre III et dont les résultats expérimentaux sont présentés ici. Rappelons que cette

approche a pour objectif d’analyser les forces utiles appliquées sur les pédales au regard des

inerties et de la cinétique des segments qui caractérise le mouvement de pédalage. Pour rendre

la présentation des résultats plus aisée, nous illustrons nos propos en présentant les résultats

obtenus pour le cycliste (C6) sur l’ensemble des paliers et pour les trois sessions de mesure.

Le cycliste a préalablement effectué les réglages de la bicyclette à sa convenance. Pour

conduire cette analyse, une interface a été réalisée afin de visualiser et de quantifier la

contribution des différents termes de l’équation 6 développée au chapitre III, que nous

rappelons ici :

3C

24

ZCSUt F + 3C

11

ZCSUt F =

ér ieursinfMembres

i

mg 6

1

ZGUti

6

1i

ZUti

3C

i

3C am +

corpsduha utePa rtie

mg 3C

S

3C Z

GUtSZ

UtS am + selleetresintcForces

3C

c654

ZSCCCUt F

(Eq.6)

Rappelons que pour une orientation connue des manivelles, les forces équivalentes droite et

gauche sont ramenées à la pédale droite, afin de faciliter la représentation et la discussion des

résultats. Précisons que le cycle est initié avec la pédale droite en haut (0°). Le sens horaire

est le sens de pédalage (sens positif). Cette précision est importante pour la lecture des figures

présentant la contribution en fonction de l’intensité des paliers. Ainsi les secteurs (0° - 180°)

et (180° - 360°) correspondent respectivement aux phases de descente et de montée du

membre inférieur droit (opposé pour le côté gauche). Pour les figures présentant les

contributions et les force utiles, le 0° correspond à la pédale droite au point mort haut et la

pédale gauche au point mort bas.

Les figures 32 représentent la force utile gauche (Figure 32a) / droite (Figure 32b) et totale

(Figure 32c), soit 3C

24

ZCSUt F ,

3C

11

ZCSUt F et 3C

11

3C

24

ZCSUt

ZCSUt FF en fonction de l’intensité des paliers.


0 90 180 270 360-100

0

100

200

300

400

500

Angle de la manivelle (°)

For

ce u

tile

à la

péd

ale

gauc

he (

N)

Figure 32a : Force utile 3C

24

ZCSUt F en

fonction de l’intensité des paliers.

(Côté gauche – cycliste C6).

0 90 180 270 360-100

0

100

200

300

400

500


For

ce u

tile

à la

péd

ale

droi

te (

N)

Figure 32b : Force utile 3C

11

ZCSUt F en

fonction de l’intensité des paliers.

(Côté gauche – cycliste C6).

0 90 180 270 3600

50

100

150

200

250

300

350

400

450


For

ce u

tile

tota

le (

N)

Palier 150W

Palier 200W

Palier 250WPalier 300W

Palier 350W

Palier 400W

Figure 32c : Force utile 3C

11

3C

24

ZCSUt

ZCSUt FF en fonction de l’intensité des paliers.

La force utile augmente avec l’intensité des paliers ; la cadence de pédalage étant fixée,

l’augmentation de la puissance au pédalier ne peut se faire que par celle du couple produit au

pédalier c’est-à-dire celle de la force utile.

Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W


IV -2.1 Analyse des contributions des poids et des quantités d’accélération

des segments : cuisse, jambe, pied et haut du corps.

L’analyse de la contribution du poids des segments au couple produit au pédalier

concerne les termes i

EqUtgim et celle des quantités d’accélération les termes 1i

3CZ

iGUtm ai

de l’équation 6 (g=-9.81 m/s²). Cette étude nous renseigne indirectement sur la position du

CG du segment au cours d’un cycle de pédalage par rapport à l’axe du pédalier. En effet, le

poids est une force verticale constante orientée vers le bas ; un couple positif signifie donc

que la projection du CG sur le plan horizontal se trouve en avant de l’axe du pédalier et à

l’opposé, un couple négatif induit que cette projection se situe en arrière.

IV -2.1.1 Contribution des cuisses

a) Contribution du poids des cuisses (Figure 33) : Les figures 33a et 33b

représentent, en fonction de l’intensité des paliers, les contributions du poids des cuisses

gauche (33a) et droite (33b), aux forces utiles respectives. Quelle que soit l’intensité des

paliers, la contribution des poids des cuisses est négative ; elle devient moins négative lorsque

l’intensité augmente. Cela peut être dû au fait que le cycliste se positionne en bec de selle

lorsque la puissance externe exigée augmente, diminuant ainsi la distance (bras de levier)

entre l’axe du pédalier et le centre de gravité des cuisses. A 180°, c’est-à-dire lorsque les

pédales sont soit en haut, soit en bas, les contributions sont minimales.

0 90 180 270 360-70

-60

-50

-40

-30

-20

-10

0

10


Con

trib

utio

n du

poi

ds d

e la

cui

sse

gauc

he (

N)

Figure 33a : Contribution à la force

utile du poids de la cuisse gauche en

fonction de l’intensité des paliers (cycliste

C6).

Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W


F utileDroiteGaucheTotale

0 90 180 270 360-70

-60

-50

-40

-30

-20

-10

0

10


Con

trib

utio

n du

poi

ds d

e la

cui

sse

droi

te (

N)

Figure 33b : Contribution à la force

utile du poids de la cuisse droite en


C6).

Au global (Figure 33c, à titre d’exemple cycliste C6, palier d’intensité de 300 W), la

contribution du poids des cuisses est toujours négative (courbe rouge).

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350


For

ce (

N)

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-17.5

-8.75

0

8.75

17.5

26.25

35

43.75

52.5

61.25

Cou

ple

(Nm

)

Figure 33c : Représentation des contributions du poids des segments cuisses

(Cycliste C6, palier 300 W).

Pour le segment cuisse, quel que soit le secteur angulaire, les forces utiles équivalentes

au poids des segments s’opposent au mouvement de pédalage ; ces forces et leurs couples

associés sont négatifs (figure 33c). Sur la figure 34, les flèches symbolisant les forces utiles

équivalentes s’opposent au sens positif de rotation du pédalier. En conséquence, pour cette

posture, les centres de gravité des deux cuisses sont toujours positionnés en arrière de l’axe du

pédalier. On constate tout de même qu’entre 90° et 290° (figure 34 : flèche verte plus courte

que la flèche bleue), le poids de la cuisse gauche s’oppose moins à ce mouvement que celui

Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W


Droite

GaucheTotal

de la cuisse droite. Cela signifie que sur ce secteur angulaire, le CG de la cuisse gauche est

plus proche horizontalement de l’axe du pédalier (le bras de levier est plus court).

Ces observations sont bien entendues confirmées à la figure 33c par les courbes du couple

produit au pédalier par le poids de ces segments. De plus, puisque la contribution de ces poids

(courbe rouge) à la force utile totale créée à la pédale (courbe noire), est toujours négative,

cela suppose que les autres termes de l’équation 5 viennent compenser cette contribution

négative pour produire la force utile.

Force utile équivalente

50 N

Figure 34 : Visualisation des vecteurs forces équivalentes utiles correspondantes aux

contributions des poids des cuisses droite et gauche et totale, lors d’un cycle de

pédalage (cycliste C6, Palier d’intensité de 300W).

Le poids des cuisses s’opposent au mouvement de pédalage tout au long du cycle, quelle que

soit l’intensité demandée. Ce couple résistif produit a tout de même tendance à diminuer avec

l’augmentation des paliers, cette tendance étant liée à une posture plus avancée sur la selle.

b) Contribution des quantités d’accélération des cuisses (figures 35) : Les figures

35a et 35b représentent, en fonction de l’intensité des paliers, les contributions des quantités

d’accélération des cuisses gauche (35a) et droite (35b), aux forces utiles respectives. Quelle

que soit l’intensité du palier les contributions sont similaires. Cela est en cohérence avec le

fait que la cadence de pédalage étant imposée, la cinématique des membres inférieure l’est

également. Les contributions sont positives au voisinage du secteur angulaire 270°-110°,

passage de la pédale de sa position arrière à avant.



Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W

0 90 180 270 360-400

-300

-200

-100

0

100

200

300


Con

trib

utio

n de

la Q

A d

e la

cui

sse

gauc

he (

N)


utile de la quantité d’accélération de la

cuisse gauche en fonction de l’intensité des

paliers (cycliste C6)

0 90 180 270 360-400

-300

-200

-100

0

100

200

300


Con

trib

utio

n de

la Q

A d

e la

cui

sse

droi

te (

N)



cuisse droite en fonction de l’intensité des

paliers (cycliste C6)

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-350

-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350


For

ce (

N)

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-61.25

-52.5

-43.75

-35

-26.25

-17.5

-8.75

0

8.75

17.5

26.25

35

43.75

52.5

61.25

Cou

ple

(Nm

)

Figure 35c : Représentation sur un cycle de pédalage des contributions

moyenne des quantités d’accélération des segments cuisses (cycliste C6,

palier 300 W).

Nous remarquons (figure 35c, cycliste C6, palier d’intensité de 300W) que la quantité

d’accélération de la cuisse, droite par exemple (courbe bleue, trait pointillé bleu) commence à

contribuer négativement à partir de 110°, bien avant d’avoir atteint le point mort bas (180°).

Cependant la cuisse du membre inférieur opposé (courbe verte, trait pointillé vert) qui est

dans sa phase de remontée, commence à contribuer positivement bien avant d’avoir atteint le

point mort haut. Au global, les trais verticaux noirs délimitent les secteurs angulaires pour

lesquels la contribution de la quantité d’accélération résultante des cuisses est positive (courbe


rouge). On note également que la contribution maximale survient légèrement avant les

maxima de force utile produite à la pédale.

L’interface propose également des graphiques polaires pour visualiser l’évolution de l’indice

d’efficacité pour chaque paramètre de l’équation 5. La figure 36 présente cet indice pour le

couple utile équivalent 63 GUt6GUt3 aa LmLm relative à la quantité d’accélération des deux

cuisses (L étant la longueur des manivelles).

Pour l’ensemble des deux cuisses (figure 9d), cet indice est défini par :

3

6

33

3

3

6363

G6C

G3C

GUt6GUt3

)()(

aa

CC

SSCouple

mm

LmLmIE

aGCaGC 6333

Pour la seule cuisse droite, l’indice est calculé de la manière suivante :

3

3

3

33

G3C

GUt3

)(

a

C

SCouple

m

LmIE

aGC 33

Figure 36 : Représentation polaire de

l’indice d’efficacité des deux cuisses

au couple produit au pédalier pour le

paramètre quantité d’accélération.

L’échelle de couleur à la droite du graphique définit l’intensité du couple résultant produit par

la quantité d’accélération des deux cuisses. Ainsi, à chaque instant du cycle ou position de la

manivelle droite, la courbe nous renseigne sur la part utile du couple équivalent produit par le

paramètre (ici la QA des cuisses) au regard de son intensité totale (Couple résultant). Pour

l’exemple choisi (cycliste C6, intensité du palier de 300W), l’indice d’efficacité est positif sur

les secteurs angulaires (35°-120°) et (210°- 300°) ; et, pour une position de la manivelle


Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W

gauche à 240°, l’indice d’efficacité vaut 0.6 associé à un couple résultant de 48 Nm : cela

signifie que la quantité d’accélération des deux cuisses produit un couple équivalent au

pédalier de 40*0,6~24 Nm ; On retrouve cette valeur sur la figure 36a. Par ailleurs, on en

déduit que 40-24= 16 Nm sont alors dispersés sur les autres axes ( ).

Les quantités d’accélération des cuisses contribuent positivement au mouvement de pédalage

sur les secteurs (35°-120°) et (210°- 300°) et fortement négativement au voisinage des points

morts haut et bas. La cadence étant fixée, le cycliste ne peut pas agir sur ce paramètre pour

s’adapter à l’augmentation de l’intensité du palier demandée.

IV -2.1.2 Contribution des jambes

a) Contribution du poids des jambes (Figures 37) : Les figures 37a et 37b

représentent, en fonction de l’intensité des paliers, les contributions du poids des jambes,

gauche (37a) et droite (37b), aux forces utiles respectives.

La contribution devient positive avant le point mort haut (290° et 110° pour respectivement

les jambes droite et gauche et le point mort bas (140° et 330°).

L’avancée en bec de selle liée à l’augmentation de l’intensité des paliers, mise en évidence

par l’étude des segments cuisses, a un effet beaucoup plus limité pour les segments jambes.

0 90 180 270 360-15

-10

-5

0

5

10

15

20

25


Con

trib

utio

n du

poi

ds d

e la

jam

be g

auch

e (N

)


utile du poids de la jambe gauche en

fonction de l’intensité des paliers

(cycliste C6).

0 90 180 270 360-15

-10

-5

0

5

10

15

20

25


Con

trib

utio

n du

poi

ds d

e la

jam

be d

roite

(N

)


utile du poids de la jambe droite en


C6).



La figure 37c illustre, à titre d’exemple (cycliste C6, palier d’intensité de 300W), la

contribution résultante du poids des jambes gauche, droite et total au regard de la force utile

résultante produite aux pédales. Globalement, le poids des jambes (courbe rouge) contribue

très faiblement, mais positivement (<20N).

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-50

0

50

100

150

200

250

300

350


For

ce (

N)

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-8.75

0

8.75

17.5

26.25

35

43.75

52.5

61.25

Cou

ple

(Nm

)

Figure 37c : Contribution des poids des jambes, droit, gauche et total aux

forces utiles à la pédale (cycliste C6, palier d’intensité de 300 W).

Le poids des jambes contribuent positivement au mouvement de pédalage tout au long du

cycle.

b) Contribution des quantités d’accélération des jambes (Figures 38): Les figures


d’accélération des jambes gauche (38a) et droite (38b), aux forces utiles respectives. Quelle

que soit l’intensité du palier, ces contributions sont similaires. Pour chacune des jambes, la

quantité d’accélération contribue positivement à la production de la force utile sur le secteur

angulaire correspondant à la phase de descente de la pédale (340° - 140°).



Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W

0 90 180 270 360-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80


Con

trib

utio

n de

la Q

A d

e la

jam

be g

auch

e (N

)



jambe gauche en fonction de l’intensité des

paliers (cycliste C6).

0 90 180 270 360-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80


Con

trib

utio

n de

la Q

A d

e la

jam

be d

roite

(N

)



jambe droite en fonction de l’intensité des


0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350


For

ce (

N)

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-17.5

-8.75

0

8.75

17.5

26.25

35

43.75

52.5

61.25

Cou

ple

(Nm

)

Figure 38c : Contribution des quantités d’accélération des jambes, droite,

gauche et totale aux forces utiles à la pédale (Cycliste C6, palier d’intensité de

300 W).

A titre d’exemple, (cycliste C6, palier d’intensité de 300W), la figure 38c présente la

contribution de la quantité d’accélération des jambes (courbe rouge). Elle est positive sur les

secteurs angulaires proches de ceux obtenus pour les segments cuisses (traits noirs). Nous

remarquons qu’au cours de la phase de remontée (courbe verte, traits pointillé verts) la

contribution, dans ce cas de la jambe gauche est quasiment nulle sur un secteur angulaire

délimité par , ce que nous retrouvons pour le côté droit . Cela peut être dû à


une accélération nulle du centre de gravité du segment ou à une accélération de ce point

orientée selon la direction définie par l’axe passant par le centre de gravité du segment et le

centre du pédalier (C3)

Les quantités d’accélération des jambes contribuent positivement au mouvement de pédalage

et de manière quasi-synchrone avec les cuisses sur les secteurs (40°-130°) et (220°- 310°).

Comme pour les segments cuisses, leurs contributions maximales surviennent légèrement

avant les maximums de force utile produite à la pédale.

IV -2.1.2 Contribution des pieds

a) Contribution du poids des pieds (Figures 39) : Les figures 39a et 39b

représentent, en fonction de l’intensité des paliers, les contributions du poids des pieds gauche

(39a) et droit (39b) aux forces utiles respectives. Cette contribution est identique quelle que

soit l’intensité des paliers. Fort logiquement, lorsque les centres de gravité des pieds sont en

arrières (90° pour le côté gauche et 270° pour le droit), les contributions sont les plus

négatives ; à l’opposé, lorsque les pieds sont en avant, la contribution est maximale.

0 90 180 270 360-8

-6

-4

-2

0

2

4

6

8


Con

trib

utio

n du

poi

ds d

u pi

ed d

roit

(N)


utile du poids du pied gauche en fonction

de l’intensité des paliers (cycliste C6).

Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W

0 90 180 270 360-8

-6

-4

-2

0

2

4

6

8


Con

trib

utio

n du

poi

ds d

u pi

ed d

roit

(N)


utile du poids du pied droit en fonction de

l’intensité des paliers (cycliste C6).

Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W



Au regard de la force utile à la pédale, la contribution résultante des poids des pieds peut être

comparée à la force utile résultante produite aux pédales (à titre d’exemple, cycliste C6, palier

d’intensité de 300 W). Sur l’ensemble du cycle de pédalage, cette contribution est voisine de

zéro (Figure 39c).

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-50

0

50

100

150

200

250

300

350


For

ce (

N)

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-8.75

0

8.75

17.5

26.25

35

43.75

52.5

61.25

Cou

ple

(Nm

)

Figure 39c : Contribution des poids des pieds, droit, gauche et total aux forces

utiles à la pédale (cycliste C6, palier d’intensité de 300 W).

Le centre de gravité du pied arrière étant plus éloigné de l’axe du pédalier que celui du pied

avant, la contribution des poids des pieds à la force utile produite à la pédale est toujours

négative, mais reste cependant très faible.

b) Contribution des quantités d’accélération des pieds (Figures 40) : Les figures


d’accélération des pieds gauche (40a) et droit (40b) aux forces utiles respectives. Cette

contribution est identique quelle que soit l’intensité des paliers. Nous retrouvons les mêmes

cinétiques de courbes que pour la contribution du poids des pieds. La contribution est

maximale lorsque les centres de gravité des pieds sont en avant de l’axe du pédalier (90° pour

le côté droit et 270° pour le gauche).



0 90 180 270 360-10

-8

-6

-4

-2

0

2

4

6

8

10


Con

trib

utio

n de

la Q

A d

u pi

ed g

auch

e (N

)


utile de la quantité d’accélération du pied

gauche en fonction de l’intensité des


0 90 180 270 360-10

-8

-6

-4

-2

0

2

4

6

8

10


Con

trib

utio

n de

la Q

A d

u pi

ed d

roit

(N)


utile de la quantité d’accélération du pied

droit en fonction de l’intensité des paliers

(cycliste C6).

La contribution résultante des quantités d’accélération des pieds (courbe rouge) est voisine de

zéro sur toute la durée du cycle de pédalage (Figure 40c : à titre d’exemple, cycliste C6, palier

d’intensité de 300W).

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-50

0

50

100

150

200

250

300

350


For

ce (

N)

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-8.75

0

8.75

17.5

26.25

35

43.75

52.5

61.25

Cou

ple

(Nm

)

Figure 40c : Contribution des quantités d’accélération des pieds, droit, gauche

et total en termes de force utile à la pédale (cycliste C6, palier de 300W).

Comme pour le poids des pieds, la force équivalente utile produite aux pédales par les

quantités d’accélération des pieds est très faible.

Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W


Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W

IV -2.1.3 Bilan des contributions des membres inférieurs

Nous venons d’analyser les contributions des membres inférieurs à la production des forces

utiles aux pédales, lors d’un test incrémentiel en précisant que la fréquence de pédalage reste

voisine de 100 rpm.

Il apparait que les contributions positives significatives sont dues, par ordre croissant, aux

quantités d’accélération des jambes, puis celles des cuisses et cela, sur à peu près les mêmes

secteurs angulaires. Par contre, le poids des cuisses contribue négativement sur toute la durée

du cycle. Pour les segments pieds et jambes, la contribution de leurs poids est globalement

voisine de zéro.

La figure 41, ci-après, présente la contribution des membres inférieurs (quantité

d’accélération et poids segmentaires) en termes de force utile produite à la pédale en fonction

de l’intensité des paliers. Cette contribution reste sensiblement identique dans la mesure où la

cadence de pédalage est fixée pour l’ensemble des paliers. La contribution maximale des

membres inférieurs à la force utile produite à la pédale apparaît légèrement avant le pic de

force utile à la pédale ; un rôle « d’initiateur » à la création de la force utile peut alors être

attribué aux mouvements/positionnements des segments des membres inférieurs.

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200


Con

trib

utio

n po

ids

et Q

A d

es m

embr

es in

férie

urs

Figure 41 : Contribution des membres inférieurs en termes de force utile

produite à la pédale en fonction de l’intensité des paliers.

Le complément à la force utile serait alors apporté par la contribution du poids et de la

quantité d’accélération du haut du corps (membres supérieurs, tête, tronc et bassin) et des

forces à la selle et au cintre. Tenir un tel raisonnement revient à dissocier la partie haute du


Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W

corps de sa partie basse (membres inférieurs) c’est-à-dire, en d’autres termes, à considérer

qu’une partie des quantités d’accélération des membres inférieurs ainsi qu’une partie de leurs

poids ne soient pas mesurer par les capteurs cintre et selle. Ce qui est certainement pas le cas

mais nous n’avons aucun moyen de le quantifier.

IV -2.1.4 Contribution du haut du corps

a) Contribution du poids du haut du corps (Figures 42) : La figure 42a présente,

en fonction de l’intensité des paliers, la contribution du poids du haut du corps (tête, tronc et

membres supérieurs) aux forces utiles. Nous notons que cette contribution est d’une part

toujours positive et relativement constante, et d’autre part, qu’elle augmente avec l’intensité

des paliers. Le poids du haut du corps étant constant, cela signifie que le centre de gravité de

cette partie du corps est toujours en avant de l’axe du pédalier et que sa distance (bras de

levier) devient de plus en plus grande lorsque l’intensité du palier augmente. Cela peut

s’expliquer par le fait que le coureur se positionne de plus en plus en avant de la selle ou/et se

penche de plus en plus en avant dès lors que la puissance externe exigée au pédalier devient

de plus en plus importante. Ceci vient confirmer les observations faites précédemment pour

les cuisses et jambes.

0 90 180 270 3600

50

100

150

200

250

300

350


Con

trib

utio

n du

poi

ds d

es m

embr

es s

upér

ieur

es (

N)

F igure 42a : Contribution du

poids du haut du corps en

termes de force utile produite

à la pédale en fonction de

l’intensité des paliers (cycliste

C6).

La figure 42b permet de situer, à titre d’exemple (cycliste C6, palier d’intensité de

300W), la contribution du poids du haut du corps par rapport à la force utile résultante


produite aux pédales. Plusieurs remarques peuvent être faites. Le poids du haut du corps

contribue fortement sur l’ensemble du cycle. Pour l’essai traité, la contribution est de 240 N

pour des valeurs maximales de la force utile de l’ordre de 290 N et 330 N. Sur les secteurs

angulaires (80°-110°) et (250°- 300°) délimités par les traits verticaux, le complément aux

maxima de la force utile est apporté par les autres termes de l’équation 5. En dehors de ces

secteurs angulaires, les autres termes additionnés contribuent négativement à la production de

la force utile.

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-50

0

50

100

150

200

250

300

350


For

ce (

N)

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-8.75

0

8.75

17.5

26.25

35

43.75

52.5

61.25

Cou

ple

(Nm

)

Figure 42b : Contribution du poids du haut du corps (courbe rouge) en termes de force utile

(courbe noire) sur le cycle moyenné de pédalage (cycliste C6, palier d’intensité de 300W).

Le positionnement du centre de gravité du haut du corps par rapport au pédalier apparaît

comme un paramètre essentiel dans la possibilité de produire de la force utile à la pédale.

Dans les conditions de tests imposées au cycliste (cadence fixe), il semble que l’avancée du

haut du corps soit le paramètre privilégié par le coureur pour s’adapter à l’intensité du palier

demandée.

b) Contribution de la quantité d’accélération du haut du corps (Figures 43) :

Cette contribution oscille naturellement autour de 0 et est sensiblement identique pour les

paliers intermédiaires. La variation crête à crête est de l’ordre de ±150 N pour l’ensemble des

paliers. La forme des courbes traduit un mouvement cyclique de haut en bas et d’avant/arrière

du centre de gravité du haut du corps.


Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W

0 90 180 270 360-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200


Con

trib

utio

n de

la Q

A d

es m

embr

es s

upér

ieur

s (N

)

Figure 43a : Contribution de la quantité

d’accélération du haut du corps en termes

de force utile à la pédale en fonction de

l’intensité des paliers (cycliste C6).

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350


Forc

e (

N)

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-35

-26.25

-17.5

-8.75

0

8.75

17.5

26.25

35

43.75

52.5

61.25

Couple

(N

m)

Figure 43b : Contribution de la quantité

d’accélération du haut du corps (courbe

rouge) en termes de force utile à la pédale

(courbe noire) en fonction de l’intensité

des paliers (cycliste C6, palier d’intensité

de 300

Les quantités d’accélération de la partie supérieure du corps contribuent à compenser les

forces équivalentes résistives produites par les membres inférieurs au voisinage des points

morts haut et bas (Figure 43 et résumé à la figure 44 ci-après).

Au global, la contribution du haut du corps, pour l’ensemble des paliers est

représentée à la figure 44. Nous remarquons que la valeur moyenne de ces oscillations

augmente. Cela est dû au fait que la contribution du poids, sensiblement constante sur le cycle

donc proche de la valeur moyenne, augmente également avec l’intensité des paliers.


Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W

0 90 180 270 3600

50

100

150

200

250

300

350

400

450

500


Con

trib

utio

n po

ids

et Q

A d

es m

embr

es s

upér

ieur

s

Figure 44 : Contribution du haut du corps en termes de force utile produite à

la pédale en fonction de l’intensité des paliers.

IV -2.2 Analyse des contributions des forces d’interaction selle/bassin,

cintre/mains.

Du fait de l’absence de mesure directe des forces aux interactions selle/bassin et mains/cintre,

nous ne pouvons que déduire, par calcul, la contribution globale de ces forces à la force utile

produite aux pédales. A partir de l’équation 6 rappelée au début de ce chapitre, nous

retrouvons globalement l’expression de ces forces selleetresintcForces

3CZ

cS6C5C4CUt F soit :

selleetresintcForces

3CZ

cS6C5C4CUt F = 3CZ

2C4SUt F + 3CZ

1C1SUt F -

PiedsJambesCuissesérieursinfMembres

6

1i

3CZ

iGUt3CZ

Ut mg am i

6

1ii -

corpsduhautePartie

3CZ

SGUt3CZ

Ut mg am SS

La figure 45 représente la contribution de selleetresintcForces

3CZ

cS6C5C4CUt F en fonction de l’intensité des paliers,

toujours pour le cycliste C6.

Nous remarquons que la contribution de selleetresintcForces

3CZ

cS6C5C4CUt F en termes de force utile créée à la

pédale présente des phases positives lorsque l’intensité du palier augmente. Il est difficile

d’attribuer à ce phénomène une action particulière du cycliste sur le cintre ou sur la selle.


Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W

Néanmoins, sachant que la contribution apportée par la selle est majoritairement positive (car

la force de réaction de la selle sur le cycliste est le plus souvent orientée vers le haut et vers

l’avant du vélo), voire nulle (lorsque le cycliste n’est plus en contact avec la selle), les

contributions globales négatives impliquent :

selleForce

3CZ

cS6CUt

resintcForces

3CZ

cS5C4CUt FF avec,

resintcForces

3CZ

cS5C4CUt F <0.

Lorsque ces contributions globales sont positives, il est difficile de conclure ; seule une

mesure différenciée au cintre et à la selle permettrait une interprétation.

0 90 180 270 360-150

-100

-50

0

50

100


For

ce c

intr

es e

t se

lles(

N)

Figure 45 : Contribution des forces à la selle et au cintre en termes de force

utile à la pédale en fonction de l’intensité des paliers (cycliste C6).

Cette analyse met en évidence qu’il est nécessaire de dissocier les contributions propres à la

force de réaction du cintre de celles apportées par la force de réaction au niveau de la selle

pour analyser plus finement les stratégies mises en œuvre par le cycliste.

IV -2.3 Bilan

L’objectif de cette partie est d’analyser les différentes contributions à la production de la force

utile à la pédale qui créent le couple au pédalier. Ces contributions sont pour les membres

inférieurs définies par

PiedsJambesCuissesérieursinfMembres

6

1i

3CZ

iGUt3CZ

Ut mg am i

6

1ii , pour la partie haute du corps


par

corpsduhautePartie

3CZ

SGUt3CZ

Ut mg am SS et pour les forces au cintre et à la selle selleetresintcForces

3CZ

cS6C5C4CUt F . La figure 46

ci-après, présente ces différents termes pour le cycliste C6 et un palier de 300W (« Upper »

pour le haut, « Lower » pour le bas et « Force cs » pour cintre et selle).

Nous remarquons que la contribution apportée par la partie haute du corps (courbe verte) est

en opposition de phase (traits verticaux bleu en pointillé) avec les membres inférieurs (courbe

rouge). Les traits horizontaux représentent les valeurs moyennes des signaux de même

couleur. Ainsi, la valeur moyenne de la contribution du haut du corps, comme mentionnée

précédemment, correspond à la contribution du poids du haut du corps. La valeur moyenne de

la contribution des membres inférieurs (trait rouge en pointillé) correspond à la contribution

du poids des cuisses, relativement constante également (Cf. figure 33c). En conséquence, la

valeur moyenne de la force utile (trait noir en pointillé) correspond à la différence des valeurs

moyennes citées précédemment. Aussi, nous pouvons noter l’importance que revêt la

contribution du poids du haut du corps dans la production de la force utile à la pédale. En

extrapolant cette analyse, nous pensons que lorsque le poids du haut du corps ne pourra plus

contribuer à la production de la force utile à la pédale, le cycliste devra tirer sur le cintre pour

augmenter l’intensité de la force utile.

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-350

-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350


For

ce (

N)

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-61.25

-52.5

-43.75

-35

-26.25

-17.5

-8.75

0

8.75

17.5

26.25

35

43.75

52.5

61.25

Cou

ple

(Nm

)

F utileForce CSUpperLower

Figure 46 : Comparaison des contributions de la partie haute du corps, des membres

inférieurs et des forces au cintre et à la selle, à la force utile produite à la pédale (cycliste C6,

intensité du palier de 300W).

Afin d’aller plus loin dans ce bilan, nous pouvons comparer deux cyclistes de même niveau

sportif, mais de masse différente : mC6 = 61,6 kg et mC10 = 82,9 kg. La figure 47 est identique


à la figure 46. Les traits pleins concernent le cycliste C6 et les traits en pointillé le cycliste

C10. La contribution des membres inférieurs est similaire (la cadence de pédalage étant

fixée), et les variations de la force utile sont également similaires (puissance mécanique

externe fixée à 300W). Les différences notables entre ces deux cyclistes proviennent de la

contribution du poids du haut du corps, plus importante pour C10 que pour C6 et par voie de

conséquence, de la contribution des forces au cintre et à la selle moins importante pour C10

que pour C6. Les traits horizontaux qui représentent les valeurs moyennes de la contribution

du haut du corps (poids et quantité d‘accélération) illustrent ce décalage. Une interprétation

possible est que C6, pour augmenter l’intensité de la force utile, sera obligé d’exercer une

force de traction sur le cintre, ayant atteint le maximum de contribution du poids du haut du

corps contrairement à C10. En effet, les contributions des forces de réaction au cintre et à la

selle de C10 sont encore nettement négatives ; il existe donc une marge de progression

possible.

Le poids du haut du corps joue donc un rôle non négligeable dans la production de la force

utile à la pédale, encore faut-il que le cycliste soit capable de concrétiser, en force utile à la

pédale, cette contribution par l’action de ces membres inférieurs. C’est ce qui se passe lorsque

le cycliste est en position de danseuse ; position qui est cependant difficile à maintenir.

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-500

-400

-300

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600


For

ce (

N)

0 30 60 90 120 150 180 210 240 270 300 330 360-87.5

-70

-52.5

-35

-17.5

0

17.5

35

52.5

70

87.5

105

Cou

ple

(Nm

)

F utileForce CSUpperLower

Figure 47 : Comparaison des contributions de la partie haute du corps, des membres

inférieurs et des forces à la selle et au cintre, à la force utile produite à la pédale (cycliste C6

traits pleins, cycliste C10 traits pointillé, intensité du palier de 300W).


Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W

L’ensemble des éléments présentés dans cette partie, font part de leur contribution à la

création d’une force perpendiculaire aux manivelles. Cette force utile, ainsi créée, met en

rotation le pédalier et fait avancer la bicyclette.

Le principe de calcul de l’indice d’efficacité, classiquement rencontré dans la littérature, est

présenté plus en avant. La figure 48 présente l’indice d’efficacité de la contribution de la force

utile totale au pédalier. Au numérateur est calculé le couple créé au pédalier par les forces

utiles droite et gauche et au dénominateur, le couple créé au pédalier par les forces produites

aux pédales droite et gauche, soit :

24

3

11

3

2411

CSC

CSC

CSUtCSUt

F)(F)(

FF

2313 CCCC

LLIE Tota lF

Couple

Avec L est la longueur des manivelles

Nous constatons que l’indice d’efficacité augmente avec l’intensité des paliers. Le cycliste

optimise sa technique de pédalage et limite, de plus en plus, la production de forces orientées

de façon non propulsive. Les résultats montrent deux maxima ; chaque maximum correspond

à une contribution plus marquée lors de la phase descendante de la manivelle. La durée et

l’amplitude sont semblables du côté droit et du côté gauche. Toutefois, nous remarquons une

moindre diminution de l’indice aux alentours de 180° avec l’augmentation de l’intensité, zone

teintée.

0 90 180 270 360-1

-0.5

0

0.5

1


Indi

ce d

'eff

icac

ité t

otal

Figure 48 : Indice d’efficacité totale de la contribution de la force utile, en

termes de couple, aux manivelles en fonction de l’intensité des paliers (cycliste

C6).


L’indice de contribution dans sa présentation classique (Figure 48) renseigne uniquement de

la proportion du couple de la force utile par rapport au couple globalement exercé. Cependant,

il ne fournit pas d’indication concernant l’intensité de ce couple, un indice d’efficacité fort est

d’autant plus intéressant si le couple utile appliqué l’est également. La figure 49 présente

l’indice d’efficacité du couple de la force utile à gauche, à droite et totale au pédalier. Aussi,

le nuancier de couleur renseigne de la valeur du couple globalement appliqué sur la pédale

gauche, droite et globalement.

Figure 49 : Représentation polaire de l’indice d’efficacité en couple des forces produites aux

pédales (gauche en haut à gauche ; droite en haut à droit et total en bas), pour le cycliste C6,

palier 300W pour un cycle réalisé.

Il est intéressant de constater que pour ce cycliste, l’indice d’efficacité gauche et droit est

supérieur à 0,5 sur le secteur angulaire 0°-180° (phases descendantes des manivelles). Par


ailleurs cet indice est associé à un couple global dont l’intensité au regard du nuancier varie 7

Nm (bleu foncé) à près de 70 Nm (marron). A l’inverse, durant la phase ascendante (180°-

360°), l’indice est inférieur à 0,5 voire négatif et associé à un couple global d’intensité variant

de 0 Nm à 21 Nm.

L’indice d’efficacité total est toujours positif et est maximal aux alentours de 100° et 280°,

avec un couple utile de forte intensité. Les zones de plus faible production de couple total

(180°-240°) et (0°-50°) sont associées à un indice d’efficacité inférieur à 0,5. Pour une

meilleure compréhension, sur le graphique de l’indice d’efficacité total, si nous nous situons à

120°, l’indice est de l’ordre de 0,75 pour un couple global de 56 Nm. Ainsi, un couple de 42

Nm (56x0,75) est utilisé pour mettre en rotation le pédalier. En contrepartie, les 14 Nm

restants n’entraînent pas de rotation du pédalier.

Cette nouvelle lecture de l’indice d’efficacité augmenté rend compte d’une part de la

contribution du couple des forces produites aux pédales et d’autre part de l’intensité du

couple. De ce fait cela permet de nuancer certaines interprétations de l’indice d’efficacité seul.

A titre d’exemple sur la figure 48, à 150° la courbe présente un indice d’efficacité de 0.7,

laissant présager un couple propulsif intéressant. Mais l’intensité du couple associée (25Nm)

est relativement faible comparé au couple produit à 90° (64Nm) présentant le même indice

d’efficacité.

Cette approche peut être généralisée à l’étude de l’ensemble des paramètres sous forme

d’indice (force, couple, puissance, …).

Pour conclure cette partie, rappelons que les interprétations sont dépendantes d’un plateau

technique d’évaluation relativement complet. En effet, les données analysées proviennent

d’un ensemble de deux capteurs 6 composantes pour mesurer l’ensemble des efforts

d’interaction du système cycliste/bicyclette – ces efforts doivent être projetés dans le

référentiel de la bicyclette, de trois capteurs de position angulaire indispensable pour

connaitre à chaque instant l’orientation des pédales par rapport au manivelle et l’orientation

de la manivelle par rapport au cadre et enfin, d’une analyse de mouvement capable de fournir

la cinématique et la cinétique du mouvement de pédalage. Pour aller plus loin dans

l’interprétation des données et évaluer l’influence des forces produites à la selle et au cintre

sur la production de la force utile, trois autres capteurs 6 composantes (un à la selle et deux au

niveau du cintre) viennent compléter la station de mesure. La complexité d’une telle station


pour conduire une analyse posturale performante peut être une des limites quant à son

utilisation « en routine ».

IV -3 Approche énergétique

IV -3.1 Rappel du contexte expérimental

Nous présentons, dans cette partie, les résultats obtenus sur une analyse énergétique du

mouvement de pédalage. Rappelons que l’un des objectifs du travail de thèse consistait à

élaborer et à valider une méthode d’évaluation du profil biomécanique d’un coureur cycliste,

par la mesure des énergies mécaniques mises en jeu lors d’une tâche de pédalage codifiée. La

station, telle qu’elle a été présentée au début de ce chapitre a permis de mesurer de manière

concomitante les efforts d’interaction du cycliste avec son environnement et la cinématique

du mouvement de pédalage associée à une modélisation biomécanique du sujet. A partir de

ces données d’entrée, l’application des lois de la mécanique des systèmes multi-corps

(théorèmes de la résultante dynamique et du moment dynamique) nous permet de calculer la

dynamique interne produite (forces et moments nets articulaires) et les énergies mécaniques

internes (puissances articulaires) et externes (puissances mécaniques externes) mises en jeu

par le coureur pour effectuer la tâche de pédalage (Chapitre III). Rappelons également qu’une

mesure de paramètres physiologiques (VO2, Volume respiratoire, Lactatémie, ECG) a été

réalisée. Ces grandeurs ne sont pas exploitées dans ce mémoire.

La figure 50 présente les enregistrements conjoints obtenus de la VO2 (valeurs

calculées cycle respiratoire par cycle respiratoire), des puissances mécaniques externes

mesurées par les capteurs de pédale (I-Crankset) et le capteur SRM pour le cycliste C6. Ces

représentations fixent l’allure générale de la cinétique des variables et montrent la faisabilité,

d’une part de la synchronisation des enregistrements, et d’autre part, de la concordance des

cinétiques des courbes à chaque changement de palier.

a) La courbe verte représente les valeurs de la VO2 calculée sur chaque cycle

respiratoire ;

b) La courbe rouge traduit les valeurs de la puissance mécanique externe obtenues à

partir des capteurs 6 composantes SENSIX et moyennée sur chaque cycle de

pédalage, notéemextP ;


c) La courbe bleue présente la puissance mécanique externe mextSRMP issue du capteur

SRM. La fréquence de mesure, dans ce contexte est de 2 Hz soit 2 mesures par

seconde. Avec une fréquence de pédalage de 100 rpm (1,66 tour/s), le capteur

SRM donne au mieux 1 point de mesure par cycle de pédalage ; cette donnée peut

être alors comparée à la puissance mécanique externe moyennéemextP . Pour ce

cycliste C6 (Figure 50), les valeurs de mextP et de mextSRMP sont similaires (Cf.

Chapitre II, partie Validation).

Pour une meilleure lisibilité des données, la figure 51 illustre les données pour le

palier d’intensité 300W pour le cycliste C6. Nous constatons sur ces courbes, la confirmation

d’une correspondance acceptable entre les deux systèmes de mesure (SRM et I-Cranset) des

puissances mécaniques externes mesurées. Les variabilités constatées pour ces mesures sont

affichées au tableau 1, pour le cycliste C6, pour chaque palier ; Elles sont au maximum de

l’ordre de 13 W pour 300W mesurés soit de l’ordre de 4%.

Figure 50 : Test de type Incrémentiel : Palier de 3’ à puissance mécanique externe constante

incrémentée de 50 W et à fréquence de pédalage fixée tout au long du test à 100 rpm.

Puissance mécanique externe mesurée par les capteurs I-Crankset (rouge) SRM (bleu) et

VO2 (vert) pour le cycliste C6.


7.2 7.4 7.6 7.8 8 8.2 8.4 8.6 8.8 9

x 104

0

200

400

600P

uiss

ance

(W

)

Temps (ms)

2

Freq Ped --- 100P-CAPT --- 305P-SRM --- 293VO2 --- 3.86Watt 300

7.2 7.4 7.6 7.8 8 8.2 8.4 8.6 8.8 9

x 104

0

2

4

6

VO

2 (L

/min

)

Figure 51 : Puissance mécanique

externe mesurée par les capteurs I-

Crankset (rouge) SRM (bleu) et VO2

(vert) pour le cycliste C6, intensité du

palier 300W.

Tableau 19 : Ecarts entre les capteurs SRM et I-Crankset pour la mesure de la puissance

mécanique externe en fonction de l’intensité du palier.

On retrouve bien ici des résultats conformes à ceux présentés dans le chapitre II

(Tableau 12 : comparaison des puissances SRM vs ICS pour toutes les conditions).

IV -3.2 Analyse des puissances mécaniques externes

Les pédales sont instrumentées en capteurs de force 6 composantes et en codeurs de

position angulaire. Cette chaine de mesure acquiert de manière synchronisée les efforts (force

et moment) exercés sur chaque pédale dans le référentiel associés au capteur, les vitesses de

rotation des pédales par rapport aux manivelles et des manivelles par rapport au cadre du vélo.

A partir de ces informations, nous avons accès aux données mécaniques comme le couple

produit par les côtés droit et gauche du pédalier, le couple résultant au pédalier, la puissance

mécanique externe développée les côtés droit droitmextP et gauche gauchemextP et

résultante mextP .

L’analyse des puissances mécaniques externes développées au pédalier est

indispensable. En effet, l’incrément de 50W de puissance externe est directement lié à

l’augmentation de la résistance aux pédales imposée au cycliste. En conséquence, cette

Cycliste C6 100W 150W 200W 250W 300W

Ecart SRM /

I-CrankSet 6.44 10.11 8.65 15.12 13.91


dernière caractérise la tâche à réaliser par le cycliste dans des conditions expérimentales

définies. L’analyse des courbes ci-dessus évalue si la tâche a été correctement réalisée par le

sujet, et le cas échéant, de déterminer à quel instant du test, le sujet n’est plus capable de

maintenir l’effort. Pour cela, il est indispensable de considérer les valeurs instantanées de ces

puissances et ne pas seulement se fier à leur valeur moyenne. Comme nous le verrons plus

avant, la cinétique des courbes apporte des informations importantes sur la manière, qu’a le

cycliste de réaliser la tâche.

Comparaison des cyclistes professionnels C1 et C6 de masses sensiblement identiques (C1:

66 kg ; C6 : 61,6 kg) :

Pour assurer une lecture des courbes, rappelons que le début du cycle est référencé

lorsque la pédale droite est en position haute (Figure 52). Par ailleurs, les échelles des

graphiques sont identiques pour faciliter leur comparaison.

La figure 53, ci-dessous, établit une comparaison des puissances mécaniques externes,

nous avons pris le parti d’analyser les cycles moyens par palier soit droitmextP , gauchemextP et

mextP développées entre deux cyclistes (C1 et C6). Cependant, nous avons observé des

différences marquantes entre ces deux cyclistes en termes de stratégies motrices développée

au cours du test.

Pédale droite

0°

180°

Pédale gauche

90°270°

Figure 52 : Initialisation des cycles de

pédalages par la pédale droite en haut,

référence 0°.

Pour analyser les courbes, il faut se rappeler que le test impose des intensités de paliers

et qu’en valeur moyenne, chaque cycliste essaie de respecter cette consigne, en plus de

pédaler à une cadence fixée à 100 rpm.

Dans ce contexte, si nous analysons les graphiques donnant les variations de mextP en

fonction du cycle, nous notons que pour chaque palier cette puissance n’est évidemment pas

constante, mais que sa valeur moyenne respecte la consigne d’intensité exigée. Avoir accès à


ces valeurs instantanées permet de noter que les amplitudes crête à crête sont sensiblement

plus petites pour C1 que pour C6, pour devenir nettement plus faibles à partir du palier

d’intensité 350W. Le fait de limiter la valeur maximale suppose, pour le cycliste, d’être

capable de limiter la valeur minimale, ce que peut réaliser C1. L’explication vient du fait que

le cycliste C1 est capable de produire une puissance mécanique externe droitmextP et gauchemextP ,

plus importante dans la phase de remontée de la pédale. Ainsi, quelle que soit l’intensité du

palier, la puissance mécanique externe reste positive respectivement, pourdroitmextP bien après

le « point mort bas » soit 180° (trait vertical rouge, côté droit) et pour gauchemextP bien après le

« point mort haut » soit 0° (trait vertical rouge, côté droit). La zone teintée détermine le

secteur angulaire sur lequel droitmextP et gauchemextP sont positives dans la phase de remontée

des pédales droite et gauche.

Ce même constat peut être fait pour C6 avec des zones bleus plus petites et des angles

de transition plus proches des points mort bas pour la pédale droite et du point mort haut pour

la pédale gauche.

Le cycliste C1 développe des pics de puissance mécanique externe totale inférieurs à

ceux développés par C6 et ceci quelle que soit l’intensité des paliers. Ceci est visualisé sur la

figure 53 par les traits horizontaux en pointillé horizontaux, de couleur respective à celle du

palier. De plus, pour C1, les valeurs maximales des puissances droitmextP et gauchemextP sont

sensiblement identiques quelle que soit l’intensité des paliers, ce qui n’est pas le cas pour C6

qui sollicite beaucoup plus son côté gauche que son côté droit. Cette différence est révélatrice

d’une asymétrie marquée pour ce cycliste. Pour une intensité de palier de 350W, les tirets

verticaux rouge et noir déterminent les angles dans la phase de remontée des pédales (droite et

gauche) à partir desquels la puissance externe produite devient négative. C1 tend à retarder

cette transition, contrairement à C6, respectivement 225° contre 195°.

Cela signifie que le cycliste C1 est capable de produire un couple moteur au début et à

la fin de la phase de remontée des pédales plus facilement que C6, traduisant ainsi des

capacités et une technique de pédalage considérées plus performantes.


Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W

Cycliste C1 Cycliste C6

0 90 180 270 360-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

dro

ite (

W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

dro

ite (

W)

0 90 180 270 360-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

gau

che

(W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

gau

che

(W)

0 90 180 270 360-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

tot

ale

(W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

tot

ale

(W)

Figure 53 : Comparaison des puissances mécaniques externes gauchemextP ,

droitmextP et mextP développées au pédalier moyennées par palier, en fonction

de l’intensité des paliers, pour les cyclistes professionnels C1 et C6.

Dans la phase de remontée des pédales, nous remarquons également que les puissances

droitmextP et gauchemextP sont de moins en moins négative lorsque l’intensité des paliers

augmente. Au palier d’intensité 350W, C6 est capable de produire une puissance gauchemextP

légèrement positive (tracé en pointillé bleu) sur le secteur angulaire 0°-90°. La vitesse

angulaire des manivelles étant toujours positive, C6 est donc capable de produire un couple


associé positif dans la phase de montée de la pédale gauche. Cela confirme la remarque

formulée plus avant sur les variations crête à crête de mextP qui consiste à dire que limiter les

puissances négatives dans la phase de remontée permet de produire des puissances positives

moins importantes dans la phase de descente des pédales. Pour une puissance mécanique

externe imposée et pour un palier donné, l’objectif du cycliste serait de produire, à chaque

instant du cycle, une puissance instantanée proche de cette valeur moyenne. Sur chaque cycle,

le cycliste devra chercher à « lisser » les variations de la puissance mextP . De ce constat, nous

pouvons dire que ces cyclistes cherchent à « tracter » dans les phases de remontée. Certains

cyclistes peuvent le faire mais cela reste exceptionnel.

Un dernier point peut être souligné ; il concerne l’apparition du pic de puissance dans

la phase de descente des pédales. Les traits bleus obliques en pointillé rejoignent ces pics de

puissance. Nous constatons que plus l’intensité augmente, plus ce pic apparait précocement

dans le cycle et se rapproche de l’angle de 90° qui correspond à la position horizontale de la

pédale vers l’avant. Cette position angulaire semble être la plus efficace pour produire une

puissance maximale.

La cadence de pédale est fixe à 100 rpm pour l’ensemble des tests. L’impact de la

cadence dans le calcul de la puissance est faible, comme nous l’avons démontré au chapitre II.

Les courbes des couples au pédalier sont semblables à celle de la puissance présentée ici. Les

conclusions sont donc identiques.

En conclusion :

Bien que la puissance mécanique externe produite au pédalier rende compte, de

manière globale, des actions segmentaires, son analyse permet d’individualiser le

comportement des coureurs en fonction de l’intensité des paliers et des secteurs angulaires du

cycle de pédalage, en termes :

- de quantification et de personnalisation du comportement du cycliste à réaliser la

tâche de pédalage imposée ;

- de contribution des côtés droit et gauche à la production de la puissance mécanique

externe totale au pédalier pour chaque intensité de palier ;


- de capacité des cyclistes à produire une puissance mécanique externe positive dans

la phase de remontée des pédales en identifiant les secteurs angulaires et leur

évolution éventuelle ; L’évolution de ces secteurs au cours d’un suivi longitudinal

pourrait alors être un facteur pour quantifier l’amélioration des actions

segmentaires.

Les représentations des puissances mécaniques externes totale, droite et gauche pour

l’ensemble des cyclistes sont présentées en Annexe B1.

IV -3.3 Analyse de la cinématique articulaire

a) Les angles articulaires

Le cyclisme est une activité cinématique en boucle fermée ; le cycliste est assis sur la

selle de l’ergomètre et les pieds sont ancrés sur les pédales par l’intermédiaire de cales

automatiques. Rappelons aussi que le cycliste a la possibilité, avant le début de l’épreuve, de

régler l’ergomètre (hauteur et avancement de la selle, hauteur et avancement du guidon) pour

retrouver sa posture de référence. Ces réglages sont le plus souvent définis à partir d’un

ressenti et de quelques avis techniques. Ainsi, le calcul des angles articulaires ou inter-

segmentaires rend compte de la posture de référence adoptée par le cycliste et l’évolution

éventuelle de celle-ci au cours du test incrémentiel peut alors être analysée. Il est donc

possible d’optimiser le réglage de cette posture en la couplant à une analyse dynamique de

l’activité de pédalage ; une interprétation est alors possible quant à l’adéquation d’une posture

à une efficacité du cycle de pédalage, exprimée comme nous le proposons en analysant les

contributions des inerties segmentaires et de la cinétique du mouvement, à la force utile

produite aux pédales.

Préalablement à l’analyse des résultats, nous devons préciser quelques points

théoriques indispensables avant toute interprétation.

Tout d’abord, les angles sont évalués dans le plan sagittal du cycliste (configuration

figure 54). Seuls les angles de flexion - extension des articulations hanches, genoux et

chevilles sont étudiés et uniquement du côté droit puisque la cinématique des membres

inférieurs présente une symétrie droite vs gauche. La figure 55, ci-dessous, présente, à titre

d’exemple, les angles articulaires obtenus pour le cycliste C6.


Nous parlerons de flexion-extension des

articulations hanche et genoux et de flexion dorsale et

flexion plantaire pour l’articulation cheville. Ces angles

sont définis conformément aux recommandations ISB,

et tels que présentés à la figure 54 ci-contre qui

caractérise la chaîne cinématique du membre inférieur.

Ainsi, par exemple, pour une extension compète

de la chaîne, tous les anglesi sont nuls.

Nous rappelons qu’au début du cycle, la pédale

droite est en position haute correspondant au 0°.

Figure 54 : Configuration de la chaîne cinématique

La figure 55 compare les angles articulaires des trois articulations hanche, genou et

cheville du membre inférieur droit et gauche de C6 en fonction de l’intensité des paliers. Nous

notons, à l’exception de l’articulation cheville, le peu de différences entre les cinétiques des

courbes quelle que soit l’intensité du palier. Par ailleurs, les valeurs maximales d’extension de

la hanche, d’extension du genou et de flexion plantaire du côté droit sont atteintes au

voisinage du point « mort bas » du cycle de pédalage, soit 180° (traits verticaux noirs en

pointillé). Les valeurs maximales de flexion de la hanche, du genou et de flexion plantaire de

la cheville gauches sont obtenues au voisinage du point « mort haut » du cycle de pédalage

(traits verticaux verts en pointillés). De plus, les amplitudes crête à crête des angles

articulaires de chaque côté sont voisines.

L’articulation cheville est celle que est la plus sensible avec l’augmentation de

l’intensité du palier. A partir de 300 W, les patterns se différencient des autres obtenus aux

intensités inférieures. Pour ce cycliste, la cheville droite semble moins influencée par

l’intensité du palier. La variation angulaire de la cheville est plus faible (30°) que celle de la

hanche (50°) et que celle du genou (80°).

Nous observons, également, pour ce même sujet C6, l’apparition d’un deuxième pic de

flexion plantaire de la cheville gauche lors de la phase de remontée de la pédale, phénomène

plus atténué pour la cheville droite. Selon certains auteurs, l’articulation cheville est

y4

x3

x1

y3

y2

y

x2

o1

o2

o3

1

2

3


Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W

déterminante dans la transmission de la force propulsive à la pédale. C’est l’un des points

souvent discuté par les entraîneurs qui recherchent, selon la formule consacrée, à ce que le

« coup de pédale soit rond ». Cette articulation joue un rôle important dans la recherche d’un

meilleur indice d’efficacité qui est le rapport de l’intensité de la force utile sur la force

résultante produite à la pédale (Cf. première partie du chapitre IV).

Côté gauche Côté droit

0 90 180 270 360-100

-90

-80

-70

-60

-50

-40

-30

-20

-10

0


Ang

le H

anch

e ga

uche

(°)

0 90 180 270 360

-100

-90

-80

-70

-60

-50

-40

-30

-20

-10

0


Ang

le H

anch

e dr

oite

(°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

gau

che(

°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it(°)

0 90 180 270 360-5

0

5

10

15

20

25

30


Ang

le C

hevi

lle g

auch

e (°)

0 90 180 270 360

-5

0

5

10

15

20

25

30


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

Figure 55: Variation des angles articulaires cheville, genou et hanche du

côté gauche et droit sur la durée du cycle, en fonction de l’intensité des

paliers, pour le cycliste C6.

Flexion

dorsale

Extension Extension

Flexion

Extension Extension

Flexion

Extension

Flexion Flexion

Flexion

dorsale Flexion

dorsale

Extension

Flexion Flexion

Flexion

plantaire Flexion

plantaire


Les courbes d’angles articulaires que nous observons sont en adéquation avec celles

rencontrées dans la littérature (Bini [2014]). Des précautions doivent être prises quant à la

lecture de ces courbes vis-à-vis de l’orientation des repères.

b) Les vitesses articulaires

Les cinétiques des courbes des angles articulaires des hanches et des genoux étant

semblables quelle que soit l’intensité des paliers, les vitesses articulaires le seront également.

Ce bilan est d’autant plus valable que le réglage du vélo ne change pas entre les paliers, et que

la vitesse de pédalage est imposée sur l’ensemble du test. En conséquence, l’augmentation de

l’intensité des paliers impose de fait une augmentation de la puissance articulaire, c’est-à-dire

au final des couples articulaires.

Au regard, des vitesses articulaires obtenues pour le cycliste C6 (Figure 56), les hanches et les

genoux présentent une grande symétrie. Pour les hanches, la vitesse est positive durant la

majeure partie de la phase descendante de la manivelle (20°-180°). Les vitesses genoux

changent de signe quelques degrés avant le point mort bas et haut. En ce qui concerne les

vitesses angulaires des chevilles, leurs variations traduisent bien entendu celles des angles.

Ces variations sont plus importantes dans le 2ème cadrant correspondant au secteur 90°-180°

pour le côté droit et 270°-360° pour le côté gauche. La variation, crête à crête, des vitesses des

hanches et des chevilles est semblable, environ 9°/s. Celle du genou est plus importante, de

l’ordre de 15°/s.


Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W


0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

gauc

he (

°/s)

0 90 180 270 360

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou g

auch

e (°/

s)

0 90 180 270 360

-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

gau

che

(°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

Figure 56 : Variation des vitesses articulaires cheville, genou et hanche du

côté gauche et droit sur la durée du cycle, en fonction de l’intensité des

paliers, pour le cycliste C6.

En conclusion :

L’intérêt d’évaluer les angles articulaires réside dans l’analyse du pattern de pédalage

et en particulier de sa régularité. Deux orientations peuvent être proposées pour

l’interprétation de ces données : i) optimiser les réglages du vélo et la position du cycliste en


vue d’améliorer son confort, souligné par Peveler (Peveler [2011]), ii) déterminer la relation

entre posture et performance, c'est-à-dire entre les réglages posturaux et la production de la

force utile à la pédale à l’indice d’efficacité tel que proposé précédemment, et rapporté dans

l’article de synthèse proposée par Bini (Bini [2013a]). Puis, évaluer, au cours d’un test de

fatigue, la dégradation éventuelle de cette posture et son impact sur les indices de

performance. Les représentations des angles articulaires de la hanche, du genou et de la

cheville, pour le côté droit, pour l’ensemble des cyclistes sont présentées en Annexe B2.

Ces données de vitesse angulaire sont issues directement de l’analyse des angles

articulaires. Les représentations des vitesses articulaires de la hanche, du genou et de la

cheville, pour le côté droit, pour l’ensemble des cyclistes sont présentées en Annexe B3.

L’analyse de ces données, angles et vitesses angulaires, renseigne plus sur l’expertise

de la technique de pédalage que sur l’étude des qualités physiques propres au cycliste.

IV -3.4 Analyse de la dynamique interne : couple et puissance articulaires

L’augmentation de l’intensité des paliers au cours du test incrémental impose une

modification de la dynamique interne du cycliste analysée dans ce paragraphe en termes de

couple et de puissance articulaires. Du fait d’une vitesse de pédalage imposée, nous venons de

constater que la vitesse angulaire pour une articulation donnée, ne changeait pas avec

l’augmentation de la puissance mécanique externe exigée ; sachant que la puissance

articulaire est liée au couple articulaire par la relation : iii MP alors iP varie

proportionnellement à iM avec i le coefficient de proportion. Les figures 57 et 58 illustrent

les variations, sur le cycle moyen par palier, du couple et de la puissance articulaires pour les

deux cyclistes C1 et C6 pour le côté droit, en fonction de l’intensité des paliers.

a) Les couples articulaires

Les courbes de couple aux chevilles présentent des cinétiques relativement identiques

pour les deux cyclistes, avec des amplitudes crête à crête comparables quelle que soit

l’intensité des paliers avec des extrema en phase, vers un angle de 120°. Sur le secteur

angulaire 330°-45° (traits verticaux noirs en pointillé), correspondant au passage du point


mort haut, le couple est négatif. C6 tend à générer un couple positif plus précocement avec

l’augmentation de l’intensité du palier (zone teintée). Le couple à la cheville augmente avec

l’intensité du palier. Il n’y a pas de différence notable sur ce paramètre entre ces deux

coureurs.

Concernant l’articulation genou, le premier constat est que C6 sollicite plus cette

articulation que C1 ; les extrema pour C6 varient de -40 à -90 Nm, alors que pour C1, ces

variations se situent entre -10 à -30 Nm en fonction de l’intensité des paliers. Pour les deux

coureurs, les couples sont négatifs sur la majorité du cycle. Un léger passage positif se situe

sur le secteur 135°-180°, au passage du point mort bas tout en restant sur des faibles valeurs.

Ces valeurs sont positives pour C1, quelle que soit l’intensité des paliers, alors que pour C6,

les valeurs positives ne sont obtenues que pour les paliers d’intensité, 150 W à 300 W. Pour

les deux derniers paliers (350 et 400 W, les valeurs du couple sont continuellement négatives.

Ainsi, préalablement au passage au point « mort bas », les deux cyclistes génèrent des couples

articulaires au genou faibles voire avec inversion de signe, comme pour limiter l’extension du

genou, et traduisant ainsi une anticipation à la transition extension/flexion de l’articulation.

Nous voyons ici les limites d’une approche globale au niveau de l’articulation ; la répartition

de ces efforts articulaires en termes de forces musculaires permettrait, nous semble-t-il,

d’interpréter ces résultats au plus près des actions musculaires. Cela suppose d’introduire les

modèles musculo-squelettique pour apporter sans aucun doute ce niveau d’interprétation. Ce

travail est actuellement conduit au laboratoire par M. Ménard dans la cadre de son travail de

thèse.

De manière également descriptive, nous notons que pour C6, les amplitudes du couple

dans la phase d’extension augmentent en valeur absolue avec l’intensité du palier et

surviennent plus précocement dans le cycle pour finalement apparaitre aux alentours de 90° à

350 et 400 W (trait oblique en pointillés rouges). A l’opposé, les amplitudes du couple dans la

phase d’extension de C1 varient peu avec l’intensité des paliers et les valeurs maximales sont

observés au voisinage de 90° quel que soit le palier. On identifie là clairement deux stratégies

d’adaptation différente à la tâche demandée.


Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W

Cycliste C1

côté droit

Cycliste C6

côté droit

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

Figure 57 : Variation des couples articulaires à la cheville, genou et hanche

du côté droit sur la durée du cycle, en fonction de l’intensité des paliers, pour

les cyclistes C1 et C6.

Pour l’articulation hanche, nous constatons un comportement inverse entre les deux

coureurs. C’est C1 qui sollicite beaucoup plus cette articulation puisque, lorsque l’intensité

des paliers augmente, le couple varie de 40 à 90 Nm, alors que pour C6, le couple reste

identique à 45 Nm. De plus, dans la phase d’extension de la hanche, les extrema apparaissent

Phases : Extension Flexion Phases : Extension Flexion


pour un angle de la manivelle situé entre 90° et 105° au fur et à mesure que l’intensité des

paliers augmente (trait oblique en pointillés verts, et zone ombrée), alors que pour C1, ces

extrema apparaissent tous pour un angle de 45° (trait vertical en pointillés vert).

Pour C1, les deux traits verticaux en pointillés noirs, qui délimitent la zone ombrée, illustre la

transition entre les deux phases extension/flexion. Cette transition évolue en fonction de

l’intensité des paliers ; elle apparait avant le point « mort bas » pour des intensités faibles et

au-delà pour l’intensité de 350W. Pour C6, cette transition apparait très précocement, dès 45°

Dans la phase de flexion, là encore les deux coureurs ont des comportements différents

similaires aux constats discutés précédemment pour l’articulation genou.

On constate, à travers cette analyse de deux coureurs professionnels, deux stratégies

d’adaptation différente à la tâche demandée (augmentation de la puissance mécanique externe

au pédalier en maintenant une cadence de pédalage fixe) :

- Un coureur augmente le couple développé au niveau du genou alors que l’autre

sollicite davantage sa hanche

- Un coureur produit le couple maximal au genou de plus en plus tôt dans le cycle

alors que l’autre produit le sien au niveau de la hanche de plus en plus tard.

Ces données sont en accord avec ceux rencontrées dans la littérature (Bini [2008], Ettame

[2009], Martin [2009]).

b) Les puissances articulaires

Les puissances articulaires correspondent au produit des vitesses et des couples

articulaires que nous venons d’analyser. Une partie des remarques formulées précédemment

sur les couples articulaires peuvent être reconduites dans ce paragraphe pour analyser les

puissances. En effet, nous avons vu précédemment que, pour un cycliste donné, les vitesses

articulaires n’étaient pas modifiées avec l’augmentation de l’intensité des paliers et que leurs

cinétiques étaient comparables entre les cyclistes, exception faite parfois de la vitesse

articulaire de la cheville. La figure 58 représente les puissances articulaires pour les deux

cyclistes C1 et C6 en fonction de l’intensité des paliers.

Nonobstant le facteur d’échelle, les valeurs de puissances à l’articulation cheville

restent très faibles sur deux secteurs angulaires, tout d’abord dans la phase de descente de la

manivelle de 0° à 75°, puis dans la phase de remontée de 240° à 360°.


Pour l’articulation genou, les zones ombrées correspondent aux secteurs angulaires

pour lesquels la puissance est faible.

Nous retrouvons donc les profils différents entre C1 et C6. Le tableau 20 présente les

contributions iIC des articulations i calculées de la manière suivante :

3

1i

i

i

_

i

)P(Abs

)P(AbsIC , avec i

_

P la puissance moyenne de l’articulation i, calculée sur le cycle

moyen étudié sur chaque palier. Cet indice, utilisé dans la littérature pour évaluer les

contributions articulaires, n’apporte pas d’informations suffisamment complètes pour analyser

et comparer les résultats. Aussi, nous proposons de compléter cet indice en lui associant la

valeur moyenne et les variations [Min-Max] de la puissance articulaire. Comme pour tout

indice obtenu à partir d’un rapport de deux grandeurs, son analyse suppose de quantifier plus

précisément le numérateur et le dénominateur de ce rapport. Nous retrouvons ici les

discussions abordées au sujet de l’indice d’efficacité de la force utile produite à la pédale, qui

au-delà de la valeur de l’indice suppose de connaitre également l’intensité de la force

produite.

Par ordre décroissant, le cycliste C1 sollicite les articulations hanche, puis le genou et

enfin la cheville (Tableau 20). L’indice de contribution de la cheville évolue très peu avec

l’augmentation de l’intensité du palier, de 11% à 17%, avec un maximum pour le palier 250

W. En revanche, l’articulation hanche est fortement sollicitée, avec une valeur maximale,

comme pour le genou et la cheville au palier 250W.

Pour C6, l’ordre de sollicitation est le genou, puis la hanche et la cheville excepté pour le

palier 150W pour lequel la hanche est l’articulation la plus sollicitée. Cependant l’intensité

faible de ce palier n’est, pour l’ensemble des cyclistes testés, que très peu contraignante.

L’indice de contribution du genou augmente avec l’intensité du palier, alors que celui de la

hanche diminue, passant de 50% pour le palier 150 W à 18% pour le palier 400 W.

Concernant la cheville, son indice de contribution reste aux alentours de 13%.

Les indices de contribution sont le reflet des variations des puissances articulaire présentées à

la figure 58. Ceux des autres cyclistes sont présentés en annexe B6.


C1 Cheville D

ICi

Pmoyenne

Min-Max

Genou D

ICi

Pmoyenne

Min-Max

Hanche D

ICi

Pmoyenne

Min-Max

150W 11,31 12,12 [-35 123] 21,43 -22,95 [-126 74] 67,26 72,05 [-24 168]

200W 14,76 16,30 [-35 149] 12,11 -13,38 [-116 110] 73,13 80,78 [-20 213]

250W 16,95 18,68 [-33 161] 0,27 -0,30 [-93 134] 82,77 91,19 [-19 257]

300W 15,30 19,22 [-35 156] 3,50 4,40 [-98 147] 81,20 102,01 [-21 308]

350W 13,86 21,78 [-32 149] 13,12 20,62 [-66 186] 73,02 114,75 [-19 373]

C6 Cheville D

ICi

Pmoyenne

Min-Max

Genou D

ICi

Pmoyenne

Min-Max

Hanche D

ICi

Pmoyenne

Min-Max

150W 13,58 8,68 [-34 119] 35,88 22,93 [-114 343] 50,54 32,30 [-183 121]

200W 14,50 11,64 [-44 150] 48,57 39,00 [-124 419] 36,92 29,65 [-175 127]

250W 11,52 13,84 [-49 163] 53,74 64,54 [-98 526] 34,74 41,72 [-137 139]

300W 14,12 17,73 [-64 199] 58,15 73,01 [-142 608] 27,73 34,82 [-181 140]

350W 12,00 20,92 [-57 201] 61,20 106,65 [-107 712] 26,80 46,70 [-107 140]

400W 13,66 23,47 [-57 196] 68,17 117,17 [-158 727] 18,17 31,22 [-136 125]

Tableau 20 : Evolution de l’indice de contribution iIC , de la puissance moyenne et des

variations [Min-Max] des articulations en fonction de l’intensité des paliers pour les deux

cyclistes C1 et C6.


Palier 150W

Palier 200W


Palier 350W

Palier 400W

Cycliste 1

Cycliste 6

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

Figure 58 : Variation des puissances articulaires à la cheville, genou et

hanche du côté gauche et droit sur la durée du cycle, en fonction de l’intensité

des paliers, pour les cyclistes C1 et C6.

Conclusion :

Les couples articulaires évalués rendent compte, de manière globale, des contributions

articulaires au mouvement de pédalage imposé. Leur analyse permet d’individualiser le

Phases : Extension Flexion Phases : Extension Flexion


comportement des coureurs en fonction de l’intensité des paliers et des secteurs angulaires du

cycle de pédalage.

Il est possible de quantifier et de personnaliser le comportement du cycliste en réponse

à une tâche de pédalage imposée. Ainsi, à la lecture des tracés de la figure 57, nous montrons

deux comportements très différents pour ces deux coureurs. Ainsi, C1 est un cycliste qui

sollicite fortement son articulation hanche contrairement à C1 qui lui sollicite son genou.

De plus, l’augmentation de l’intensité des paliers impose une augmentation, en valeur

absolue des couples produits aux articulations chevilles pour les deux cyclistes, et à

l’articulation dominante (hanche pour C1 et genou pur C6).

Concernant les puissances articulaires, elles permettent, comme pour les couples

articulaires, d’individualiser le comportement des coureurs en fonction de l’intensité des

paliers et des secteurs angulaires du cycle de pédalage sur lesquels sont produites ces

puissances. Ainsi, il est possible de quantifier et de personnaliser le comportement du cycliste

en réponse à une tâche de pédalage imposée et d’évaluer la production et la contribution des

articulations au mouvement de pédalage.

Un prolongement de cette analyse peut se faire dans le domaine de l’entraînement afin

de renseigner de façon quantitative les groupes musculaires préférentiellement sollicités.

L’ensemble des graphiques des couples et des puissances articulaires de la cohorte de

cyclistes expertisés est présenté respectivement à l’annexe B4 et B5.

Au bilan

L’étude énergétique, telle que nous l’avons menée, renseigne des paramètres d’angle,

vitesse, couple et puissance articulaires et les puissances mécaniques externes. De l’analyse

de ces éléments, il apparait qu’il est possible d’investiguer la production de puissance au

pédalier en rapport avec une technique de pédalage. La compréhension des efforts et des

puissances articulaires, dans leur cinétique, au cours d’un cycle de pédalage, apparait comme

étant des indicateurs à évaluer pour une optimisation du pédalage. L’évaluation, individuelle,

permet de caractériser la signature du cycliste et ainsi de mettre en lumière des éléments

déterminant dans l’accomplissement de la tache demandée.


Que peut apporter un suivi longitudinal ?

Nous avons eu l’opportunité d’évaluer trois cyclistes sur trois expérimentations

espacées de quelques mois : décembre 2012, mars 2013 et novembre 2013. Notons que les

sessions 1 et 3 sont réalisées lors de la période creuse de la saison, tandis que la session de

mars correspond à une période de l’année qui fait suite aux entraînements hivernaux avec une

reprise de l’activité compétitive. Ces cyclistes, sur ces trois sessions, ont suivi le même

protocole tel que présenté dans ce mémoire.

Sur l’ensemble des données acquises, nous présentons les résultats obtenus sur les

paramètres de puissances externes et articulaires pour le palier d’intensité 300 W.

La figure 59 représente la puissance mécanique externe gauche, droite et totale pour le

cycliste C18, à 300W, lors de ces trois sessions.

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

gau

che

(W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

dro

ite (

W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

tot

ale

(W)

Figure 59 : Représentation de la puissance

mécanique externe gauche, droite et totale

pour un palier à 300W lors de 3 sessions par

le cycliste C18.

Session 1Session 2Session 3

Pour la puissance mécanique externe côté gauche, les courbes sont négatives lors de la

phase de remontée de la manivelle, les valeurs ne descendant pas en dessous de -150W. La

phase de transition entre les valeurs négatives et positives varie entre les sessions, comprise

entre 130° et 180°. Toutefois, les valeurs, dans ce secteur angulaire, sont inférieures à 50W.


Totale


La plus grande différence se situe dans la phase de descente de la manivelle. La valeur

maximale est obtenue vers 280° (juste après le passage de la manivelle à l’horizontale) est

égale à 650W pour les sessions 2 et 3, mais n’excède pas 500W pour la session 1.

Du côté droit, les sessions 2 et 3 sont identiques. Les valeurs sont positives entre 320°

et 180°, c’est-à-dire durant la phase de transition haute et la phase de descente. La variation

crête à crête est de 700W. Pour la session 1, la valeur maximale intervient juste après le

passage de la manivelle à l’horizontale (90°) ; elle est identique aux trois sessions. Par contre,

le cycliste aura été capable de maintenir une puissance positive jusqu’à 225° (après la

transition basse).

Au global, la puissance mécanique externe totale est similaire pour les sessions 2 et 3.

En revanche, lors de la session 1, entre 140° et 225°, la puissance minimale est voisine de

100W, ce qui a pour effet de limiter les valeurs maximales pour obtenir une puissance

moyenne sur ce palier de 300 W. A la session 1, et pour ce palier, le cycliste a été capable de

limiter les variations de la puissance mécanique externe totale, gage d’une meilleure

efficacité.

Qu’en est-il de l’évolution des puissances articulaires ? La figure 60 représente les puissances

articulaires calculées pour le côté droit pour les trois sessions (cycliste C18 à 300W).

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360

-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

Figure 60 : Représentation de la puissance

articulaire du côté droit : hanche, genou et

cheville, pour un palier à 300W lors de 3

sessions par le cycliste C18.

Session 1Session 2Session 3

Hanche Genou

Cheville


Pour l’articulation cheville droite, la cinétique des courbes est identique. Cependant,

l’amplitude des variations crête à crête est plus importante pour la session 1, 275W contre

225W en session 3 et 125W pour la session 2. Durant cette deuxième session, le cycliste est

parvenu à supprimer une phase négative sur le secteur angulaire (180°- 225°).

Pour l’articulation du genou droit, les amplitudes des puissances varient avec les

sessions. Les amplitudes crête à crête sont de l’ordre de 400 W pour la session 1, de 650 W

pour la session 2 et de 850 W pour la session 3. Lors de la session 1, le cycliste tend à limiter

la production de puissance de cette articulation.

En contrepartie, pour cette session 1, le cycliste est contraint de solliciter de façon plus

importante sa hanche droite, notamment dans la phase descendante. Ici le cycliste présente

une puissance positive sur l’ensemble du cycle de pédalage. Ces différences se confirment au

tableau 21 qui présente les indices de contribution des articulations définis précédemment,

ainsi que les puissances moyennes générées à l’articulation et les amplitudes crête à crête de

la puissance articulaire considérée. Les valeurs du tableau corroborent donc les tracés des

figures précédentes. Le cycliste sollicite plus l’articulation genou pour l’ensemble des paliers

et pour les trois dates (exception faite du palier à 250W lors de la première session).

Généralement rencontré dans la littérature, c’est l’articulation du genou qui contribue le plus

au développement de la puissance suivie de la hanche puis de la cheville ; l’indice de

contribution est, respectivement égal à 53%, 30% et 17% (Hoshikawa [2007]). Pour ce

cycliste C18, il semble que le genou soit sur-sollicité (au-delà de 65%). La cheville présente

des valeurs de contribution relativement proches de celles issues de la littérature (entre 13% et

22%). En revanche, la hanche est moins contributive, intervenant pour seulement 20%. De

plus, cette articulation est la moins sollicitée lors des sessions 2 et 3. Du fait du mode de

calcul de cet indice, une faible valeur traduit le fait que la puissance moyenne de l’articulation

considérée est faible, soit parce que les valeurs sur l’ensemble du cycle sont faibles (positives

ou négatives), soit qu’elles oscillent autour de zéro.

La puissance moyenne générée pour le genou et pour la cheville augmente avec

l’intensité des paliers et suit une progression identique entre les sessions. Le genou génère

35W en valeur moyenne pour le palier le plus faible et plus de 110W pour le dernier palier

soit une augmentation de +75W. Pour la cheville, la valeur moyenne est voisine de 10 W, et

de 35 W respectivement pour les paliers de faible et de forte intensités, soit une augmentation

de +15W. Enfin, pour la hanche, lors des sessions 1 et 2, il semble qu’il y a une progression

constante de la valeur moyenne -hormis pour les paliers à 250W- respectivement de +19W

pour la session 1 et de +7W pour la session 2. La troisième session est, quant à elle, plus


complexe. La valeur de la puissance moyenne décroit puis croit pour atteindre un minimum

de 3 W pour le palier de 250W ; les valeurs maximales de 12 W étant obtenues pour les

paliers extrêmes 150W et 350W.

Il apparait également que, comparativement aux sessions 1 et 2, les variations crête à

crête lors de la session 3, exprimées dans le tableau par les écarts [Min-Max] sont les plus

importants. Ce constat peut être fait pour les trois articulations et pour les cinq intensités de

palier.

Tableau 21 : Représentation des ICi, de la puissance moyenne et de l’amplitude des

variations de la puissance articulaire du cycliste C18 durant les trois sessions pour

l’ensemble des paliers.

Ainsi, à la lecture des indices de contribution et des variations [Min-Max] et à

puissance mécanique externe identique, le cycliste a été capable, lors de la session 2 du mois

de mars, d’une part de moins solliciter son genou en réduisant les variations crête à crête de la

puissance instantanée (Amplitudes 767 W et 873 W pour respectivement les sessions 1, 3

contre 710 W pour la session 2). Aussi, nous pensons que la session 2 a été celle où le

cycliste a été capable de développer une technique de pédalage la plus optimale ce qui est loin

d’être le cas pour la session 3.


Au bilan

Quelle grille de lecture pouvons-nous avoir quant à la proposition d’un suivi

longitudinal à travers les indicateurs de puissances articulaires ?

Nous avons à notre disposition, sur une succession de tests et par articulations, les

indices de contribution, les puissances moyennes produites sur le cycle moyen du palier et les

variations [Min-Max].

L’analyse à un instant donné permet de définir un profil énergétique au regard de

l’articulation préférentielle sollicitée qui peut se faire à travers la valeur de l’indice. Un

changement dans la répartition des puissances articulaires, sur un suivi longitudinal, peut

alerter sur les causes réelles de ces modifications : entraînement, surentraînement, technique

de pédalage, dopage, fatigue, blessure, etc.

La puissance moyenne calculée peut aussi être un indicateur complémentaire ; en effet,

nous pouvons constater, au tableau 21, que cette puissance a tendance à augmenter

régulièrement pour l’articulation préférentielle et à être similaire pour un palier donné et

quelle que soit la session.

Les variations [Min-Max], quant à elles, renseignent sur la manière dont la puissance

moyenne a été obtenue sur le cycle moyen du palier. Si les deux premiers indicateurs reflètent

plus les capacités physiques du cycliste, ce troisième est plus sensible à la technique de

pédalage employée. En effet, la puissance moyenne peut être améliorée en limitant la valeur

minimale de la puissance instantanée caractéristique des passages aux points « mort haut et

bas ».

Nous pensons que la méthode proposée peut contribuer à évaluer un profil énergétique

du cycliste ; En conséquence, au cours d’une session, et d’autant plus sur un suivi

longitudinal :

- Un changement dans la répartition des puissances articulaires ;

Et/ou

- Une évolution brusque de la puissance moyenne ;

Et/ou

- Une modification sensible des amplitudes « crête à crête » (réduction ou

amplification) ;

Peuvent alerter l’entourage du cycliste sur les causes réelles de ces modifications :

entraînement, surentraînement, technique de pédalage, dopage, fatigue, blessure, etc.


Enfin, si au cours d’une nouvelle session, un cycliste est amené à réaliser un palier

supplémentaire complet, de plus forte intensité, il conviendra de vérifier la cohérence des

nouveaux indicateurs obtenus au regard de leur évolution sur les paliers précédents.

Conclusion générale et perspective

L’élément déclencheur de ce travail provient d’une interrogation du groupe de travail

mis en place par l’Agence Française de la Lutte contre le Dopage qui portait sur « Qu’est ce

qui raisonnablement permis d’attendre d’un sportif de haut niveau en termes d’efforts produits

et de dépense énergétique fournie lors d’une épreuve sportive ». Cette réflexion s’est donc

rapidement orientée sur les épreuves de longue durée pour lesquelles la contrainte de produire

un effort prolongé est prégnante. Bien que ce groupe soit constitué, en majorité, de

physiologistes reconnus, il a été décidé de privilégier l’approche biomécanique, pour deux

raisons : 1) L’imprécision des systèmes de mesure des échanges gazeux actuels, évaluée à

plus de 10% par le groupe d’expert dans le domaine, est trop importante pour apporter une

réponse fiable pour assurer un suivi longitudinal du sportif, 2) Quelles que soient les qualités

physiologiques du sportif, elles sont au service de la réalisation d’une tâche motrice dont la

performance s’évalue à l’aide de paramètres biomécaniques.

Au regard des besoins propres l’AFLD, l’activité sportive retenue a été le cyclisme,

discipline pour laquelle les méthodes d’investigation existent. Il nous fallait donc définir un

protocole et une station expérimentale et rechercher des indicateurs fiables afin de valider un

suivi longitudinal du sportif.

Les deux premiers chapitres de ce mémoire rendent compte de la mise au point du

protocole et de la station expérimentale. Les nombreuses publications consacrées à l’étude du

mouvement de pédalage nous a conduit à privilégier l’ergomètre de type SRM, appareil très

utilisé dans le milieu du cyclisme, en lui ajoutant des capteurs de pédale 6 composantes, dont

une première étude avait été réalisée au laboratoire par Boucher (2005). Ainsi équipés, nous

avons eu accès aux efforts produits aux pédales droite et gauche. Nous montrons au chapitre

II que les capteurs SRM et I-Crankset sont validés par rapport à un capteur de référence

(LEBOW (référence 1257, Eaton Corporation, Troy Michigan, USA)) aussi bien pour

C o n c l u s i o n | 166

l’évaluation du couple résultant que pour celle de la puissance mécanique externe, produits au

pédalier. Pour autant, le capteur SRM, de par sa conception, calcule une vitesse moyenne à

chaque tour de pédale ce qui entraine, comme nous l’avons mentionné des erreurs importantes

dans le calcul du travail externe. Une publication sur ce point est actuellement en cours pour

être soumise dans la revue « International Journal of Sports Medicine ».

La station de mesure est actuellement complétée, au niveau du cintre et de la selle par

des capteurs de même conception que ceux qui équipent les pédales. Ainsi, le cycliste est

complétement isolé de sa bicyclette et l’ensemble des efforts d’interaction est mesuré. La

procédure de validation de cet ensemble est actuellement en cours. L’interface permettra

d’aller plus loin dans l’analyse de la force produite à la pédale proposée aux chapitres III –

pour l’approche théorique- et IV, pour l’analyse des données en intégrant et en mesurant

séparément les forces produites au cintre et à la selle.

Le choix du protocole a été partiellement contraint par le fait que cette étude ne

pouvait pas se faire sans la collaboration de sportifs de haut niveau. Aussi, le test de type

incrémentiel retenu a concilié d’une part les recommandations de la FFC, dans le cadre de la

délivrance de la licence, et d’autre part, les modifications apportées par nos soins à savoir,

fixer à la fois la durée des plateaux à 3 minutes et la cadence de pédalage à 100 rpm. A l’issue

de ce travail, ce protocole semble être adapté pour ce qui concerne la durée des paliers et le

saut de 50 W par palier. La durée suffisamment longue permet de s’assurer d’un état

relativement stable en particulier en ce qui concerne le pattern de pédalage. La cadence de

100 rpm, constante et légèrement supérieure à celle habituelle utilisée par les cyclistes,

apporte une contrainte supplémentaire. En effet, les cyclistes ne pouvaient que modifier le

développement en jouant sur les rapports de vitesse et/ou sur la résistance produite par les

aimants pour s’adapter à l’augmentation des paliers, alors qu’ils ont aussi l’habitude sur route

d’ajuster la cadence de pédalage. Ces consignes imposées ont été nécessaires pour pourvoir

analyser et comparer les résultats entre les cyclistes et sur plusieurs sessions de mesure.

Une fois ce contexte expérimental défini, les expérimentations ont pu se dérouler au

sein du service de médecine du sport de Nantes sous le contrôle de l’équipe médicale conduite

par le Docteur Paruit. Des mesures physiologiques ont été ajoutées aux mesures mécaniques.

Ces paramètres physiologiques ont été utilisés dans notre étude comme marqueurs indiquant

le degré d’engagement du cycliste dans le test. Nous envisageons d’exploiter ces données en

collaboration avec un spécialiste du domaine.


Devant la multitude de données définie en particulier en nombre de cycles de

pédalage à analyser, nous avons pris le parti de retenir les cycles sur chaque palier et d’en

faire la moyenne une fois ces cycles normalisés. Les résultats discutés dans ce mémoire

portent donc sur ce cycle moyen. Ce choix reste discutable et cette interrogation concerne

toutes les études qui s’intéressent aux activités cycliques comme la marche, la course,

l’activité kayak, etc. D’autres options étaient possibles : i) retenir sur chaque palier les cycles

les plus semblables entre eux et étudier, soit un de ces cycles, soit le cycle moyen de ces

cycles ii) calculer sur le palier le cycle moyen et étudier le cycle qui se rapproche le plus de ce

cycle moyen. Face à ces différentes possibilités, nous souhaitons, dans les prochains mois,

évaluer l’influence de ces choix sur les différents résultats affichés.

Notre contribution à l’analyse biomécanique du mouvement de pédalage est présentée

au chapitre III qui expose le support théorique et au chapitre IV pour discuter les résultats

expérimentaux.

Nous pensons que la méthodologie proposée au chapitre III concernant l’étude de la

force produite à la pédale, présente, au-delà de son originalité, plusieurs avantages. Pouvoir

quantifier les différents termes propres à la cinétique et à la dynamique du mouvement de

pédalage dans la production de la force utile à la pédale est bien l’objectif assignée à une

expertise biomécanique de ce mouvement. C’est bien cette force qui crée le couple au pédalier

nécessaire pour vaincre l’ensemble des forces résistives. Cela explique en particulier le fait

que la communauté des cyclistes soit très intéressée par les études de posture, dont le but est

d’optimiser les différents réglages du vélo, en relation bien entendu avec des données

anthropométriques du cycliste.

Ainsi, l’interface construite permet de comprendre et de quantifier les grandeurs qui

interviennent dans la production de la force à la pédale. Rappelons que ces grandeurs sont :

les quantités d’accélération des segments, les poids segmentaires et les forces aux interactions

selle/bassin et cintres/mains. L’intensité de ces grandeurs, leur orientation par rapport,

principalement, à l’axe antéro-postérieur du vélo ainsi que leur point d’application, par

rapport à l’axe du pédalier, sont les caractéristiques qui font qu’elles peuvent contribuer

positivement, ou négativement, à la création du couple résultant produit au pédalier.


Des réponses peuvent donc être apportées sur le rôle joué :

- par les membres inférieurs dans les différentes phases du cycle de pédalage,

notamment leur contribution relative lors de la phase de remontée par rapport à la phase de

descente ;

- par les inerties segmentaires, en particulier le poids des membres, à la création

du couple au pédalier. Ces contributions sont à interpréter au regard du positionnement des

centres de gravité segmentaires par rapport à l’axe du pédalier. Nous démontrons que ce

positionnement constitue un élément essentiel ; ces résultats contribuent alors à objectiver les

effets d’un réglage postural ;

- par les forces générées à la selle et au cintre. Bien que nous n’ayons pas pu

analyser séparément les efforts produits à la selle et au cintre, nous pouvons, au regard des

résultats présentés envisager quelques interprétations qu’il nous faudra vérifier dans les

prochains mois, une fois la station de mesure validée. Ainsi, il apparait que la force de la selle

sur le bassin, de par son orientation (vers le haut et l’avant) contribue positivement à la

production d’un couple, tout au long du cycle de pédalage. Pour la force cintre/mains, sa

contribution dépend de son orientation. Si le cycliste s’appuie simplement sur le cintre, la

force ne contribue pas à la production du couple au pédalier car orientée vers l’arrière du vélo

et vient alors compenser pour toute ou partie l’apport de la force de réaction de la selle sur le

bassin. Par contre, si le cycliste « tire » sur le cintre, l’effet devient positif. Cette situation

devrait être rencontrée lors de la montée des cols, par exemple.

Des réponses peuvent également être apportées sur les effets induits par les différentes

positions adoptées par le cycliste lors d’une épreuve, en particulier lorsque ce dernier passe de

la position assise à la position dite « en danseuse ». Dans ce cas, les centres de gravité de

l’ensemble des segments se situent en avant du pédalier et leur poids contribuera positivement

à la création du couple au pédalier. Par contre, le cycliste devra « tirer » sur le cintre s’il

souhaite augmenter l’intensité du couple résultant au pédalier.

Concernant l’étude énergétique du mouvement de pédalage, l’approche

méthodologique et théorique s’appuie sur d’une part le calcul de la puissance mécanique

externe développée au pédalier et d’autre part, l’évaluation des puissances articulaires par la

méthode dite de dynamique inverse. L’instrumentation, limitée aux capteurs de pédale, nous a

restreints aux calculs des puissances articulaires des membres inférieurs.


L’analyse de ces différentes puissances met en lumière les stratégies motrices mises en

œuvre par les cyclistes pour réaliser la tâche de pédalage imposée par le test incrémentiel. Si

de nombreux travaux analysent les puissances en considérant leur valeur moyenne par cycle,

nous montrons que leur cinétique au cours du temps apporte des éléments d’analyse

intéressants. Ces éléments doivent être mis en perspective de protocoles d’entrainement plus

ciblés. Il faut cependant être conscient que les puissances articulaires ainsi calculées relèvent

d’une approche globale à l’articulation alors que l’objectif est d’appréhender le comportement

dynamique et énergétique des muscles actionneurs qui animent ces articulations. Cette

problématique constitue l’un des verrous scientifiques actuels, sur lequel quelques équipes de

chercheurs s’emploient.

Pour conclure, en nous adressant plus particulièrement à l’AFLD, initiatrice de projet

de recherche, nous pensons que si le suivi biologique des sportifs fait ces preuves au regard du

dépistage du dopage, un suivi biomécanique constituerait une approche complémentaire

indéniable. Lorsque le dopage a pour objectif d’améliorer la performance, cette dernière ne

peut se réaliser que si les paramètres (bio) mécaniques deviennent eux aussi performants.

Dans ce contexte, il nous parait important que les organismes agréés, pour délivrer en

particulier les licences des cyclistes, mettent en œuvre un protocole identique sur tout le

territoire, qui pourrait être celui que nous avons utilisé. En effet, la durée des paliers est

suffisamment longue pour assurer d’une part une reproductibilité des cycles de pédalage et

d’autre part un certain degré d’exigence car associé à des sauts de paliers (+ 50 W) et à une

cadence de pédalage (100 rpm) contraignants. Enfin, l’ergocycle utilisé devrait être équipé, à

minima, de capteurs de pédales 6 composantes. La capture concomitante de la cinématique du

mouvement de pédalage serait un apport non négligeable pour l’évaluation de la dynamique

interne. Telle pourrait être la station de mesure d’un centre agréé. Une telle approche pourrait

également être étendue à d’autres activités sportives cycliques.

Par ailleurs il faut être conscient que l’expertise idéale d’un cycliste serait de l’évaluer

sur sa propre bicyclette instrumentée en capteurs d’efforts tels que proposés dans ce mémoire

et sur un parcours codifié qui permettrait de s’assurer de l’engagement maximal du cycliste

pour ce test. Pour cela, des verrous scientifiques et technologiques sont à lever ; tout d’abord

être capable de recueillir les données dynamiques issues des capteurs à l’aide d’une

acquisition sans fil, et de capturer les mouvements segmentaires en s’affranchissant de

caméras, jusqu’alors utilisées. Notre équipe, à travers des programmes de recherche, est

engagée sur ces deux points.

C o m m u n i c a t i o n s p e r s o n n e l l e s | 171

Communications personnelles

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Congrès de la Société de Biomécanique : Marseille 2013

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Articles de congrès international avec comité de lecture:

Congrès International Sports Engineering Association (ISEA): LongBeach 2012

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length’ on joint power in cycling’. Procedia Engineering. (2012), 32: 212-217.

Congrès International Society of Biomechanics in Sports (ISBs): Poitiers 2015

Bernard J., Decatoire A., Lacouture P., ‘Comparison of two pedaling sensors, I-

Crankset and SRM, against a standard reference sensor’.

Publication affichée congrès national avec comité de lecture:

Congrès de la Société de Biomécanique : Valencienne 2014

Bernard J., Decatoire A., Lacouture P., ‘Comparison of 2D vs 3D joint

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B i b l i o g r a p h i e | 173

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| 183

A n n e x e | 184

Annexe Annexe A : Evaluation du moment et de la puissance exercés au pédalier, calculé en C3 dans

R0.

Annexe B1 : Puissance mécanique externe droite, gauche et totale.

Annexe B2 : Angles articulaires de la hanche, genou et cheville du côté droit

Annexe B3 : Vitesses articulaires de la hanche, du genou et de la cheville du côté droit.

Annexe B4 : Couples articulaires de la hanche, du genou et de la cheville du côté droit.

Annexe B5 : Puissances articulaires de la hanche, du genou et de la cheville du côté droit.

Annexe B6 : Indice de contribution articulaire.

Annexe C : Apport de l’analyse en 3D par rapport à l’analyse en 2D.

A n n e x e A| 185

Annexe A

Evaluation du moment et de la puissance exercés au

pédalier, calculé en C3 dans R0

Evaluation du moment et de la puissance exercés au pédalier, en C3, dans R0

L’objectif est ici d’évaluer les différentes contributions exprimées en termes de paramètres cinétiques et dynamiques à la création du couple exercé au pédalier que nous

appelons )(0C3 RésM .

La chaine cinématique est initiée par la mesure du torseur des actions exercé par chacun des

pieds respectivement sur les pédales gauche et droite et mesuré dans les référentiels respectifs

des capteurs 6 composantes positionnés aux pédales droite RC1 {C1 ; XC1 ; YC1 ; ZC1}et

gauche RC2 {C2 ; XC2 ; YC2 ; ZC2}.

Le développement se fait en deux étapes.

- La première consiste à évaluer le torseur des actions exercé par les pédales sur les

manivelles respectivement du côté droit noté

)( MdC0O

0MdC

1Md

1

FM

F et du côté gauche, noté

)( MgC0O

0MgC

2Mg

2

FM

Fcalculés aux liaisons OMd et OMg, dans R0 (figure 1).

L’axe de rotation de la pédale droite par rapport à la manivelle droite passe par C1, origine du référentiel associé au capteur droit. L’axe de rotation de la pédale gauche par rapport à la manivelle gauche passe par C2, origine du référentiel associé au capteur gauche. Les points GPd et GPg, sont respectivement les centres de gravité des pédales droite et gauche, de masse mPd et mPg. Les points Id et Ig, sont les centres de pression, points d’application respectifs des forces d’action 0

S1F

1C du pied droit/pédale droite et 0S 2F C4

du pied gauche sur la pédale gauche.

A n n e x e A| 186

- Puis une fois ces deux torseurs connus, ils seront transférés en C3, axe de rotation du

pédalier dans R0.

Manivelle droite

Pédale, Capteurdroit

Id

XC1

ZC1

YC1

C1 GPd

C1

OMd

Md

gM

dP

)(M 1

1C1

0

d

1C

1C1

CSSI

SS

F

F

)(M 0MC

00

0MC

d1Md

d1

F

F

Figure A1 : Configuration pédale droite ; même configuration pour

la pédale gauche

1) Torseurs des actions

)( MdC0O

0MdC

1Md

1

FM

Fde la pédale droite (C1) sur la

manivelle droite (Md) en OMd, axe de rotation de la pédale/manivelle et de

)( MgC

0O

0MgC2

2MgFM

F de la pédale gauche (C2) sur la manivelle gauche (Mg) en

OMg, axe de rotation de la pédale/manivelle (Figure A1).

Md

R0 +

z0y0

x0

OMd

)(M 0MC

00

0MC

d1Md

d1

F

F

Rotation du plateau

Figure A2 : Torseur des

actions exercées par la pédale

droite sur la manivelle

droite que nous cherchons à

calculer

A n n e x e A| 187

Les figures A2 et A3 présentent la configuration de la pédale droite. Le référentiel RC1

{C1 ; XC1 ; YC1 ; ZC1} est celui du capteur droit. OMd est sur l’axe de la pédale. Le centre de

gravité de la pédale, GPd n’est pas confondu avec OMd.

Id

GMd

C3

C1

Md

Pl

R0

+

z0

y0

x0

GPd

0

1C

RGA

1Cm

0

dM

RGA

dMm

g

dMm

)SS(M

F

1

1C

d

1C

1C1

C1

R

I

R

SS

OMd

Rotation du plateau

)(M 0MC

00

0MC

d1Md

d1

F

F

)(Résdroit0C3M

g

1Cm

Figure A3 : Configuration pédale droite, manivelle droite et plateau. Schématisation de

l’ensemble des efforts développés du côté droit qui contribue à créer le moment )(Résdroit0C3M

au niveau du plateau.

Pour être complet, il faut ajouter les efforts développés du côté gauche.

1.1 Action 0MdC1F calculée dans R0

Soit le système pédale droite C1, le PFD s’écrit : 0GC

0C/

1C11m AFext

Les forces extérieures sont :

0C1

P , le poids de la pédale droite appliqué au centre de gravité GC1 connu dans R0 ;

0CMd 1F , la force d’action de la manivelle droite Md sur la pédale droite C1 appliquée

en GC1 à évaluer dans R0.

1111

CCS

0C FR force mesurée par le capteur dans son référentiel RC1, exprimée dans R0

et appliquée au centre de pression Id.

A n n e x e A| 188

Soit :

0C1

P + 0CMd 1F + 1

111

CCS

0C FR = 0

G1C1

ACm

D’où :

0MdC1F = 0

C1P + 1

111

CCS

0C FR 0

G1C1

ACm

Pour le côté gauche :

0MgC2F = 0

C2P + 2

242

CCS

0C FR - 0

G2C2

ACm

1.2 Action )0MdC

0O 1Md FM ( calculée dans R0

Le théorème du moment dynamique appliqué en OMd permet d’écrire :

0ext/C

0O 1

FMMd dt

d 0O

C

dM

1L

Le moment dynamique 1Md ext/C0O FM prend en compte le bilan des moments tels que :

0C

0C

0O 11Md

PGOPM1CMd )( , le moment du poids de la pédale droite (C1) ;

11111

1d11Md

CCS

01C

?enégligeabl:libremoment

0CS

CI

01C

0CS

0O FRIOFMRFM dMd

)()( : Moment de la

force d’action du pied S1 sur la pédale droite C1 appliquée au centre de pression Id, et calculé

en OMd.

)( 0CMd

0O 1Md FM , moment que l’on cherche dans R0 (au signe près).

La dérivée du moment cinétique 0O

C

dM

1 L de C1, calculé en OMd, dans le référentiel R0

s’exprime par :

0G

0/GC

0C

0O

C

1C1

1C11C1/GdM

1

AGOωIL

1CMd Cmdt

d

dt

d

Ainsi, en exprimant la somme des moments, et en isolant le moment que l’on cherche, nous obtenons pour le côté droit :

)( 0CMd

0O 1Md FM =

0G

0/GC

0C

1C1

1C11C1/GAGO

ωI1CMd Cm

dt

d

1

1111

1

d

CCS

01C


0CS

CI

01C FRIOFMR dMd

)( - 0

C1PGO

1CMd

A n n e x e A| 189

Pour le côté gauche, en tenant le même raisonnement :

)(2Mg CMg

0O FM =

0G

0/GC

0C

C222

2C2C22/G AGOωI

CM Cg mdt

d

2

24

2

g

CCS

02Cgg


CI

02C FRIOFMR M

)(

24 CS0C22

PGO C Mg

2) Calcul du moment exercé au pédalier permettant de lutter contre les

efforts résistifs au déplacement du vélo, noté (Rés)0C3M

La figure ci-après représente schématiquement le pédalier composé du plateau et des deux

manivelles en notant le torseur des actions exercés par les pédales droites et gauche

respectivement sur les manivelles droite et gauche. Paramètres qui ont été évalués au

paragraphe précédant.

C3 (Md)

R0 +

z0

y0

x0

OMd

OMg )Rés(M0C3

GMd

GMg(Mg)

0G

dMA

dMm

0G

gMA

gMm

gplm

g

dMm

g

gMm

Rotation du plateau

(SPl)

)(M 0MC

00

0MC

d1Md

d1

F

F

)(M 0MgC

00

0MC

2Mg

g2

F

F

Figure A4 :

Configuration

du système

étudié :

plateau et

manivelles

droite et

gauche et les

principaux

efforts associés

Nous avons :

C3 centre de gravité du plateau ;

Le centre de gravité des deux manivelles est aussi en C3. Le poids global de deux

manivelles est appliqué en C3.

Appliquons le théorème du moment dynamique au système défini à la figure 3 à savoir le

système plateau + manivelles, Spl+SMd+SMg, noté S ci-après, évalué en C3 et exprimé dans R0.

Il s’exprime par :

A n n e x e A| 190

dt

d 0C

S0ext/S

0C

3

3

LFM (1)

Le moment résultant 0ext/S

0C3

FM prend en compte le bilan des moments tels que :

Bilan des moments dus aux poids des manivelles et du plateau est nul car calculé en

C3 ;

Le moment résistif (Rés)0C3M

Les moments )( 0MdC

0O 1Md FM et )( 0

MgC0O 2Mg FM déterminés par le calcul en OMd

et en OMg du torseur des actions des pédales sur les manivelles calculés précédemment

qu’il nous faut transporter en C3.

Ainsi,

0MdC

0MdC

0O

0MdC

0C 11Md13 FOCFMFM Md3)()(

et pour le côté gauche

0MgCg

0MgC

0O

0MgC

0C 22Md23 FOCFMFM M3)()(

Ainsi, en développant (1) avec :

dt

d 0C

S

3L

=

pla tea u

Plm

dt

d0

33 ACCωI

0

C

0C

pl0pl/C

3

33+

droitema nivelle

Mdmdt

d 0G

0G

Md0Md/G

Md

MdMd AGCωI

Md3 +

ga uchema nivelle

Mgg mdt

d0G

0G

Mg0Mg/G

Mg

MgMg AGCωI

M3

égal à la somme des moments :

= (Rés)0C3M +

droitcôté

0MdC

0MdC

0O 11Md FOCFM Md3)( +

gaucheCôté

0MgCg

0MgC

0O 22Md FOCFM M3)(

Au final, le moment résistif (Rés)0C3M est égal à :

(Rés)0C3M =

pla tea u

dt

d 0C

pl0pl/C 33

ωI+

A n n e x e A| 191

droitema nivelle

Mdmdt

d 0G

0G

Md0Md/G

Md

MdMd AGCωI

Md3 +

ga uchema nivelle

Mgg mdt

d 0G

0G

Mg0Mg/G

Mg

MgMg AGCωI

M3

droitcôté

0MdC

0MdC

0O 11Md FOCFM Md3)(

gaucheCôté

0MgCg

0MgC

0O 22Md FOCFM M3)(

Au final, le moment au pédalier total )Rés(MR

O p

0est égal à :

(Rés)0C3M =

pla tea u

dt

d 0C

pl0pl/C 33

ωI+

droitema nivelle

Mdmdt

d 0G

0G

Md0Md/G

Md

MdMd AGCωI

Md3 +

ga uchema nivelle

Mgg mdt

d 0G

0G

Mg0Mg/G

Mg

MgMg AGCωI

M3

0G

0/GC

0C

1C1

1C11C1/GAGO

ωI1CMd Cm

dt

d

1

11

1

d

CCS

01C


CI

01C FRIOFMR dMd

)(

11 CS

droitcôté

0MdC

0C 11

FOCPGO Md3CMd 1

0G

0/GC

0C

C222

2C2C22/G AGOωI

CM Cg mdt

d

2

2424

2

g

CCS

0C2

?:

CSCI

0C2 )( RFIOFRM M gg

enégligeabllibremoment

0C22

PGO C Mg ga uchecôté

g0

MgC2 FOC M3

A n n e x e B 1| 192

Annexe B1 : Puissance mécanique externe droite, gauche et totale C1 Session 11/2011 C2 Session 11/2011 C3 Session 12/2012

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

dro

ite (

W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

dro

ite (

W)

0 90 180 270 360

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0

100

200

300

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500

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Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

dro

ite (

W)

0 90 180 270 360

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0

100

200

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700

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1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

gau

che

(W)

0 90 180 270 360

-200

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0

100

200

300

400

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700

800

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1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

gau

che

(W)

0 90 180 270 360

-200

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0

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300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

gau

che

(W)

0 90 180 270 360

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0

100

200

300

400

500

600

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Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

tota

le (

W)

0 90 180 270 360

-200

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0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

tot

ale

(W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

tot

ale

(W)

A n n e x e B 1| 193


0 90 180 270 360

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0

100

200

300

400

500

600

700

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1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

dro

ite (

W)

0 90 180 270 360

-200

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0

100

200

300

400

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700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

dro

ite (

W)

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-200

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0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

dro

ite (

W)

0 90 180 270 360

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écan

ique

ext

rene

dro

ite (

W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

dro

ite (

W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

dro

ite (

W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

gau

che

(W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

gau

che

(W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

gau

che

(W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

tot

ale

(W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

tot

ale

(W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

tot

ale

(W)

A n n e x e B 1| 201


0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

dro

ite (

W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

dro

ite (

W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

dro

ite (

W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

gau

che

(W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

gau

che

(W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

gau

che

(W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

tot

ale

(W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

tot

ale

(W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

tota

le (

W)

A n n e x e B 1| 202

Annexe B1 : Puissance mécanique externe droite, gauche et totale C18 Session 11/2013

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

dro

ite (

W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

gau

che

(W)

0 90 180 270 360

-200

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Pui

ssan

ce m

écan

ique

ext

rene

tot

ale

(W)

A n n e x e B 2| 203

Annexe B2 : Angles articulaires de la hanche, genou et cheville du côté droit C1 Session 11/2011 C2 Session 11/2011 C3 Session 12/2012

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

A n n e x e B 2| 204


0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

A n n e x e B 2| 205


0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

A n n e x e B 2| 206


0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

A n n e x e B 2| 207


0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

A n n e x e B 2| 208


0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

A n n e x e B 2| 209


0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

A n n e x e B 2| 210


0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

A n n e x e B 2| 211


0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit (

°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

A n n e x e B 2| 212


0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

A n n e x e B 2| 213

Annexe B2 : Angles articulaires de la hanche, genou et cheville du côté droit C18 Session 11/2013

0 90 180 270 360-120

-100

-80

-60

-40

-20

0


Ang

le H

anch

e dr

oit

(°)

0 90 180 270 3600

20

40

60

80

100

120


Ang

le G

enou

dro

it (°)

0 90 180 270 360-20

-10

0

10

20

30

40

50


Ang

le C

hevi

lle d

roite

(°)

A n n e x e B 3| 214

Annexe B3 : Vitesses articulaires de la hanche, du genou et de la cheville du côté droit C1 Session 11/2011 C2 Session 11/2011 C3 Session 12/2012

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

A n n e x e B 3| 215


0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

A n n e x e B 3| 216


0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

A n n e x e B 3| 217


0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

A n n e x e B 3| 218


0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

A n n e x e B 3| 219


0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

A n n e x e B 3| 220


0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

A n n e x e B 3| 221


0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

A n n e x e B 3| 222


0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

A n n e x e B 3| 223


0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

A n n e x e B 3| 224

Annexe B3 : Vitesses articulaires de la hanche, du genou et de la cheville du côté droit C18 Session 11/2013

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6


Vite

sse

Han

che

droi

t (°/

s)

0 90 180 270 360-8

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7

8


Vite

sse

Gen

ou d

roit

(°/s)

0 90 180 270 360-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

2

3

4

5

6

7


Vite

sse

Che

ville

dro

ite (

°/s)

A n n e x e B 4| 225

Annexe B4 : Couples articulaires de la hanche, du genou et de la cheville du côté droit C1 Session 11/2011 C2 Session 11/2011 C3 Session 12/2012

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

A n n e x e B 4| 226


0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

A n n e x e B 4| 227


0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

A n n e x e B 4| 228


0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

A n n e x e B 4| 229


0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

A n n e x e B 4| 230


0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

A n n e x e B 4| 231


0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

A n n e x e B 4| 232


0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

A n n e x e B 4| 233


0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

A n n e x e B 4| 234


0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

A n n e x e B 4| 235

Annexe B4 : Couples articulaires de la hanche, du genou et de la cheville du côté droit C18 Session 11/2013

0 90 180 270 360-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40

60

80

100


Cou

ple

Han

che

droi

te(N

m)

0 90 180 270 360

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

40


Cou

ple

Gen

ou d

roit

(Nm

)

0 90 180 270 360-20

0

20

40

60

80


Cou

ple

Che

ville

dro

ite (

Nm

)

A n n e x e B 5| 236

Annexe B5 : Puissances articulaires de la hanche, du genou et de la cheville du côté droit C1 Session 11/2011 C2 Session 11/2011 C3 Session 12/2012

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

A n n e x e B 5| 237


0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

A n n e x e B 5| 238


0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

A n n e x e B 5| 239


0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

A n n e x e B 5| 240


0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

A n n e x e B 5| 241


0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

A n n e x e B 5| 242


0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

A n n e x e B 5| 243


0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

A n n e x e B 5| 244


0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

A n n e x e B 5| 245


0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

A n n e x e B 5| 246

Annexe B5 : Puissances articulaires de la hanche, du genou et de la cheville du côté droit C18 Session 11/2013

0 90 180 270 360-300

-250

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450


Pui

ssan

ce H

anch

e dr

oite

(W)

0 90 180 270 360-400

-200

0

200

400

600

800

1000


Pui

ssan

ce G

enou

dro

it (W

)

0 90 180 270 360-300

-200

-100

0

100

200

300


Pui

ssan

ce C

hevi

lle d

roite

(W

)

A n n e x e B 6| 247

Annexe B6 : Indice de contribution articulaire

Côté droit Puissance mécanique externe du palier

11/2012

150W 200W 250W 300W 350W 400W 450W 500W 550W

Cycliste C1 Cheville 11,31 14,76 16,95 15,30 13,86

Genou 21,43 12,11 0,27 3,50 13,12

Hanche 67,26 73,13 82,77 81,20 73,02

Cycliste C2 Cheville 15,19 22,16 23,86 19,76 18,92 18,04

Genou 14,10 2,97 5,22 22,28 26,88 23,74

Hanche 70,70 74,87 70,92 57,97 54,20 58,22


12/2012

150W 200W 250W 300W 350W 400W 450W 500W 550W


Genou 37,56 45,63 52,14 51,29 44,32

Hanche 48,72 40,95 35,95 38,90 45,24

Cycliste C5 Cheville 12,09 12,05 13,10 12,41 14,34 13,38 15,21 14,85

Genou 50,11 55,93 60,46 71,76 66,31 71,53 66,31 68,69

Hanche 37,80 32,02 26,43 15,83 19,35 15,09 18,48 16,46

Cycliste C6 Cheville x 16,29 x 19,93 22,22 21,57

Genou x 2,53 x 8,53 11,88 11,58

Hanche x 81,18 x 71,55 65,90 66,85


Genou 71,13 74,37 75,96 74,00 76,78 70,03

Hanche 18,68 16,82 15,37 17,04 12,38 21,30

Cycliste C9 Cheville 8,27 8,58 8,43 8,38 9,26 8,59 9,03

Genou 24,68 35,85 48,83 53,02 54,30 50,98 41,91

Hanche 67,05 55,56 42,74 38,60 36,45 40,44 49,06


Genou 32,10 61,31 74,09 83,24 74,00 76,18 75,89

Hanche 55,74 14,93 15,76 5,61 17,78 12,31 13,48

Cycliste C11 Cheville 13,45 14,77 12,44 13,14 13,27 12,91 14,63 14,69

Genou 43,43 52,00 53,28 73,08 75,32 71,89 71,10 74,30

Hanche 43,11 33,23 34,28 13,77 11,41 15,20 14,27 11,00

Cycliste C12 Cheville 15,61 15,14 12,70 x 15,07 14,07 16,57

Genou 7,70 37,78 65,15 x 68,47 61,24 59,40

Hanche 76,70 47,08 22,14 x 16,46 24,70 24,03


Genou 31,40 40,32 51,26 56,32 66,45 68,94 69,70

Hanche 55,47 44,04 34,28 29,58 18,39 14,33 10,97

A n n e x e B 6| 248


150W 200W 250W 300W 350W 400W 450W 500W 550W


Genou 26,92 58,51 66,99 71,06 74,49 72,68 74,05

Hanche 55,70 25,37 19,72 16,85 13,91 16,07 13,81


Genou 57,78 69,05 70,41 72,98 73,14 67,65

Hanche 29,14 17,94 16,47 13,27 13,68 20,16


Genou 5,33 27,13 39,57 40,62 45,26 39,09

Hanche 78,02 55,89 44,19 46,96 40,61 49,00


Genou 62,11 68,23 41,64 73,01 65,33

Hanche 25,54 18,81 43,74 13,59 19,43


03/2013

150W 200W 250W 300W 350W 400W 450W 500W 550W

Cycliste C4 Cheville 16,68 15,03 12,18 11,74 11,07 10,95 10,91 10,15 20,69

Genou 62,04 65,11 71,14 75,42 76,44 80,26 76,15 74,73 52,36

Hanche 21,28 19,86 16,67 12,84 12,49 8,79 12,94 15,12 26,95


Genou 21,13 36,74 43,87 43,61 36,40 48,90

Hanche 66,63 50,34 42,37 43,16 49,63 39,15


Genou 42,47 50,15 64,32 65,88 66,50 66,02 63,47

Hanche 44,65 36,71 24,13 22,66 21,71 20,99 23,44


Genou 39,19 31,72 36,62 50,69 47,25 54,15 50,42

Hanche 44,71 50,34 46,44 33,24 38,17 32,03 36,48


Genou 74,15 72,70 75,40 78,95 77,06 78,75 71,92

Hanche 8,79 12,48 12,36 8,35 11,30 9,25 17,55

Cycliste C12 Cheville 0,22 x 9,37 9,68 10,10 11,28 11,56

Genou 16,25 x 60,21 65,26 64,35 66,13 61,93

Hanche 83,53 x 30,42 25,05 25,56 22,59 26,51


Genou 10,83 29,28 37,78 44,90 44,07 53,57 49,24

Hanche 81,88 61,72 53,44 46,47 46,66 37,27 40,60

A n n e x e B 6| 249


150W 200W 250W 300W 350W 400W 450W 500W 550W


Genou 2,27 23,44 41,07 42,51 46,99 48,05 51,04

Hanche 80,81 60,10 43,91 42,09 37,42 38,64 35,43


Genou 4,05 28,87 31,62 30,68 34,42 33,50

Hanche 76,40 55,30 53,21 57,12 51,45 49,40


Genou 48,79 51,19 52,20 56,29 56,26 60,96

Hanche 35,70 33,25 31,80 26,24 26,99 23,09


Genou 56,41 63,16 67,05 69,11 67,55

Hanche 23,57 17,84 12,12 11,58 12,86


11/2013

150W 200W 250W 300W 350W 400W 450W 500W 550W


Genou 35,88 48,57 53,74 58,15 61,20 68,17

Hanche 50,54 36,92 34,74 27,73 26,80 18,17


Genou 37,94 36,67 60,05 71,05 74,18

Hanche 56,33 59,45 32,17 21,56 18,29


Genou 33,14 50,99 59,69 64,13 59,23

Hanche 44,71 32,58 21,53 19,54 25,36


Genou 32,27 53,41 65,50 70,35 69,77 62,64

Hanche 45,96 28,31 14,91 10,84 11,21 23,31


Genou 63,01 71,55 74,27 72,24 70,83

Hanche 18,22 6,63 2,59 6,69 7,70

A n n e x e C| 250

Annexe C

Apport de l’analyse en 3D par rapport à l’analyse en 2D.

Dans la littérature, le mouvement des membres inférieurs en cyclisme est

généralement considéré comme un mouvement plan. Les variations angulaires inter-

segmentaires les plus importantes sont celles de la flexion/extension des articulations des

membres inférieurs (Umberger [2001]). En laboratoire, l’utilisation de station fixe de

pédalage (ergocycle), associée à une position assise-postures principalement étudiée- et des

cales pieds contraint le mouvement de pédalage dans le plan sagittal. L’analyse de la

performance du cycliste est donc principalement réalisée en 2D (Martin [2009], Elmer [2011],

Ferrer-Rocca [2012], Bini [2012], Bini [2012a]). De plus, l’analyse en 2D réduit

considérablement la complexité de l’acquisition et du traitement des données par rapport à

celle réalisées en 3D (Bini [2014]). L’inconvénient de mesures en 2D est qu’elles ne rendent

pas compte des mouvements sortant ou rentrant dans ce plan, particulièrement lors que le

cycliste présente un mouvement de pédalage atypique (genoux vers l’intérieur ou écartés, par

exemple).

La description des outils mesurant les efforts de contact entre le cycliste et la

bicyclette est présentée plus en avant. Le constat fait état d’une présence marquée de l’analyse

en 2D (Soden [1979). Plus récemment, des auteurs ont adopté des capteurs de force équipant

une pédale en 3D (Sanderson [2003], Elmer [2011]). Ces deux derniers articles relatent,

cependant, leurs analyses en 2D pour un seul membre inférieur lié à une limite du système de

capture du mouvement.

A n n e x e C| 251

L’analyse de l’apport de la 3D par rapport à la 2D n’a été que très peu étudiée. A notre

connaissance, peu d’auteurs se sont intéressés à ce sujet.

Umberger (Umberger [2001]) montre que l’évaluation des angles inter-segmentaires

diffère en 2D et en 3D. Dans son étude, il compare les angles maximaux et minimaux des

articulations estimés en 2D et en 3D, pour un coté du cycliste. Quatre caméras sont

positionnées d’un seul côté du cycliste, dont une dans le plan sagittal de vélo et une autre dans

le plan frontal. Ses résultats confirment que le pédalage est principalement réalisé dans le plan

sagittal. Bien qu’il constate des différences particulièrement au niveau de la flexion/ extension

de la hanche, il faut noter qu’en 2D, il s’agit de l’angle tronc/cuisse, alors qu’en 3D c’est

l’angle bassin/cuisse qui est considéré. Les résultats présentés dans cette étude prouvent

l’intérêt de réaliser des acquisitions en 3D est de favoriser la vraie mesure des mouvements

segmentaires.

Quel est le bénéfice de mesures dynamiques et cinématiques en 3D sur l’estimation

des puissances articulaires par rapport à des mesures en 2D?

Le calcul des puissances articulaires en 3D a été présenté au chapitre III. Pour calculer ces

mêmes puissances articulaires en 2D, les mêmes données d’entrées cinématiques et

dynamiques ont été utilisées et adaptées comme suit :

- Seules les forces antéro-postérieure et verticale mesurées aux pédales ont été

conservées ;

- Seules les composantes antéro-postérieure et verticale des marqueurs dans R0 ont été

utilisées dans le calcul des efforts articulaires par dynamique inverse.

Les résultats présentés au tableau C-1 montrent le gain limité d’une mesure 3D pour

évaluer les puissances articulaires. L’erreur maximale rencontrée est de 5% pour la hanche

droite sur un palier de faible intensité (150W) et ne dépasse pas 3% pour toutes les

articulations quel que soit le palier. Ces résultats sont confirmés par les coefficients de

corrélation théorique linéaire élevés présentés dans le tableau C-2 (supérieurs à .99).

A n n e x e C| 252

Palier Cheville D Watt (%)

Cheville G Watt (%)

Genou D Watt (%)

Genou G Watt (%)

Hanche D Watt (%)

Hanche G Watt (%)

Session 11/2012

150W 2.70 (1.80) 1.90 (1.27) 3.96 (2.64) 1.97 (1.31) 7.74 (5.16) 3.73 (2.49)

200W 3.36 (1.68) 2.02 (1.01) 4.96 (2.48) 2.59 (1.30) 6.64 (3.32) 4.62 (2.31)

250W 3.60 (1.44) 2.67 (1.07) 5.86 (2.34) 3.27 (1.31) 7.35 (2.94) 6.56 (2.62)

300W 3.68 (1.23) 3.46 (1.15) 5.77 (1.92) 4.96 (1.65) 6.58 (2.19) 6.98 (2.33)

350W 4.51 (1.29) 5.22 (1.49) 6.36 (1.82) 7.67 (2.19) 8.75 (2.50) 8.58 (2.45)

400W 6.22 (1.56) 4.76 (1.19) 7.15 (1.79) 6.56 (1.64) 10.09 (2.52) 7.59 (1.89)

Session 03/2013

150W 1.44 (0.96) 1.13 (0.75) 0.90 (0.60) 3.28 (2.18) 6.60 (4.40) 4.69 (3.13)

200W 1.24 (0.62) 0.87 (0.44) 0.91 (0.46) 2.96 (1.48) 5.52 (2.76) 4.29 (2.15)

250W 1.39 (0.55) 1.01 (0.41) 0.94 (0.38) 3.11 (1.24) 6.06 (2.42) 4.87 (1.95)

300W 1.65 (0.55) 1.04 (0.41) 1.18 (0.38) 3.72 (1.24) 6.82 (2.27) 5.10 (1.95)

350W 1.93 (0.55) 1.76 (0.50) 2.25 (0.64) 4.81 (1.37) 8.77 (2.51) 6.29 (1.80)

400W 1.75 (0.44) 2.13 (0.53) 2.11 (0.53) 3.84 (0.96) 10.83 (2.71) 8.71 (2.18)

Tableau C-1 : RMSE entre les puissances articulaires calculées en 2D et en 3D, sur le cycle

moyen, pour chaque articulation des membres inférieur, pour un cycliste Elite et pour deux

sessions.

Palier Cheville D Cheville G Genou D Genou G Hanche D Hanche G 150W .9973 .9994 .9996 .9999 .9961 .9989 200W .9976 .9994 .9996 .9999 .9970 .9987 250W .9977 .9992 .9996 .9999 .9957 .9970 300W .9985 .9991 .9997 .9999 .9974 .9970 350W .9978 .9987 .9997 .9999 .9944 .9958 400W .9953 .9990 .9998 .9999 .9907 .9964

Global .9975 .9989 .9996 .9999 .9958 .9973

Tableau C-2 : TLCC entre les puissances articulaires calculées en 2D et en 3D, sur le cycle

moyen, pour chaque articulation des membres inférieurs et pour un cycliste Elite (session

11/2012).

Ces deux tableaux montrent d’une part, une similitude dans la cinétique des courbes de

puissances articulaires qu’elles soient calculées en 2D ou en 3D (TLCC), et d’autre part, un

écart moyen entre ces courbes acceptable (RMSE).

Un test de Wilcoxon de rangs signés, sur les RMSE, a montré un effet de l’entrainement lors

de la comparaison de deux sessions réalisées par un même coureur. De fait, ces résultats

partiels ne pourront être généralisés qu’après avoir étudié une population de cyclistes moins

experts susceptibles d’avoir des mouvements dans le plan frontal plus marqués.

Néanmoins, une simplification de la station de mesure par une acquisition en 2D pourrait être

envisagée pour une analyse énergétique du coureur cycliste professionnel.

| 253

Evaluation du profil biomécanique du coureur cycliste Les problématiques scientifiques étudiant la biomécanique du mouvement de pédalage en cyclisme ont fait et font toujours l’objet de nombreux travaux. Ces travaux touchent de divers domaines, technologique par exemple pour l’amélioration du matériel qui a considérablement évolué, physiologique pour l’amélioration des capacités physiques et des rendements énergétiques en fonction des styles de pédalage, et biomécanique pour l’expertise, en particulier, de l’efficacité de mouvement de pédalage. Le travail présenté s’inscrit dans ce dernier champ scientifique : la biomécanique du mouvement. Le travail réalisé a bénéficié d’un appel à projet de l’Agence Française de la Lutte contre le Dopage avec pour objectif : « [SIC] se réarmer vis-à-vis du dopage en adoptant des démarches qui se veulent originales et concrètes, notamment en se plaçant du point de vue de l’entourage scientifique de sportifs dopés » en se focalisant sur les thèmes « [SIC] Travail, puissance et rendement énergétique». Dans ce contexte, l’objectif général des travaux est l’évaluation du profil biomécanique du coureur cycliste par mesures en laboratoire. Pour cela, une plateforme expérimentale a été validée et nous a permis d’aborder deux questions centrales i) qu’est ce qui crée la force produite à la pédale ? ii) que peut-on attendre d’une évaluation énergétique mécanique du mouvement de pédalage? Ces deux points sont abordés à partir d’un protocole de tests de type incrémentiel tel que l’exige la Fédération Française de Cyclisme. Les résultats ont été obtenus sur une cohorte de coureurs Elite. Mots clés : Pédales instrumentées, efforts/puissances articulaires, forces produites, énergie mécanique, mouvement de pédalage, validation

Biomechanical evaluation of cyclist’s profile Numerous studies investigated and still investigate pedaling motion in cycling from a biomechanical point of view. These studies involve various fields, like technologic for improving the material which has considerably evolved, physiologic for physical capacities and energy efficiencies’ improvement according to pedaling styles, and biomechanics for motion’s expertise and pedaling efficiency in particularly. This work takes part in the last scientific field: the biomechanics of movement. This work received a call for proposals of the AFLD (Agence Française de la Lutte contre le Dopage) in order to: "[SIC] rearm regarding doping by adopting original and practical approaches, considering scientific environment of doped athletes" by focusing on the themes of "[SIC] Work, power and energy efficiency". In this context, the general objective of this work is the biomechanical evaluation of cyclist’s profile in laboratory conditions. For this, an experimental platform has been validated and allowed us to follow two central issues i) How is created the force produced to the pedal? ii) What can be expected from a mechanical energy evaluation of pedaling motion? These two points are discussed through incremental protocol tests as required by the French Cycling Federation. The results were obtained on a cohort of Elite cyclists. Keywords: instrumented pedals, effort / joint powers, produced forces, mechanical energy, pedaling motion, validation of instrumentation

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