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CONSIDERATIONS METHODOLOGIQUES
Analyse Cinématique et Anthropométrique
Dans le cadre de l’analyse cinématique du mouvement humain, les articulations et segments corporels peuvent être modélisés. Depuis les travaux de Muybridge (1883), Marey (1884) et Demeny (1904) utilisant la chronophotographie, les possibilités de mesure de la cinématique du corps humain ont évolué.
D’un point de vue mécanique, le corps humain est généralement représenté comme un système composé de n segments Si de centre de gravité Gi, de masse mi et de rayon de giration ri reliés par des articulations considérées « parfaites » (Hull and Jorge 1985, figure 2 pour illustration).
Figure 2 : modèle cinématique utilisé pour représenter un cycliste en 3 dimensions. (Gauche) : vue dans le plan saggital. (Centre) : vue dans le plan frontal. (Droite) positionnement de 54 marqueurs cutanés afin de décrire la cinématique du corps complet (adapté de Hayot, 2010).
Afin de capturer les positions de différents points d’intérêt du corps humain, puis d’en calculer par dérivation par rapport au temps les vitesses, accélérations, voire les jerks (variations d’accélération par rapport au temps), l’utilisation de système optoélectroniques s’est progressivement développée depuis les années 1970. Ces sytèmes permettent désormais l’enregistrement en temps réel des positions de plusieurs dizaines de marqueurs dans un espace en 3 dimensions, avec une précision de l’ordre du milimètre (Poirier 2009) et des fréquences d’acquisition dépassant 200 Hz. Classiquement, une articulation peut ainsi être repérée à partir de la position de deux marqueurs. Par exemple pour le coude, le centre de rotation est déterminé comme étant le milieu du segment reliant les marqueurs apposés sur l’épicondyle et l’épitrochlée (Figure 3).
Toutefois, quelques limitations existent à ces mesures. La première est la portée des caméras, qui restreint le champ d’analyse à quelques dizaines de mètres carrés, en fonction de la quantité de caméras utilisées. Pour y pallier dans le cas du cyclisme, trois principales méthodes expérimentales ont été utilisées : l’utilisation d’un ergocycle (Bini, Hume, and Kilding 2014; Martin and Brown 2009), celle d’un tapis roulant motorisé (Stone and Hull 1995; Duc et al. 2008), ou encore l’enregistrement en un point fixe sur un vélodrome (Bertucci, Taiar, and Grappe 2005), qui ne permet donc pas un enregistrement en continu. Une seconde limitation est que si la précision du repérage des marqueurs dans l’espace est devenue acceptable, le mouvement de ces derniers ne reproduit pas exactement celui des os du corps humain en raison d’artefacts liés aux mouvements des tissus mous (Thouzé et al. 2013; Dumas et al. 2014). En particulier dans le cas du cyclisme, la cinématique de la hanche a été décrite comme mesurée de façon imprécise par l’enregistrement du mouvement d’un marqueur collé à la surface de la peau au niveau de la tubérosité proximale du fémur (grand trochanter). Neptune et Hull (1995, 1997) ont étudié cette problématique et montré que l’erreur sur la position du centre articulaire de la hanche dans le plan saggital pouvait atteindre 4 cm (Figure 4).
Figure 4 (Gauche): modèle expérimental utilisé par Neptune et Hull (1995). Noter la triade de marqueurs associée à un pin intracortical fixé à l’articulation de la hanche et utilisé comme standard afin de mesurer l’erreur cinématique entraînée par différentes configurations de marqueurs. (Droite) : Position du centre articulaire de la hanche au cours d’un cycle de pédalage à 225 W et 90 RPM. STD : référence basée sur le pin intracortical. TRO : marqueur cinématique placé sur le Grand Trochanter. ASIS : méthode basée sur l’utilisation d’un marqueur placé sur l’épine illiaque antéro-supérieure.
Pour diminuer cette erreur, ces auteurs proposent l’utilisation d’une méthode basée sur l’utilisation d’un marqueur placé sur l’épine illiaque antéro-supérieure. L’importance de la précision de la cinématique étant fondamentale lors de l’analyse biomécanique, et en particulier pour l’application de méthodes de dynamique inverse, d’autres méthodes ont été proposées. La méthode « SCoRE » (pour Symetrical Center of Rotation Estimation, voir Figure 5) est l’une d’entre elles et a notamment été utilisée dans les articles proposés dans le 3ème chapitre de cette thèse (Ehrig et al. 2006; Monnet et al. 2007). Son principe est d’estimer la position relative du centre articulaire en recherchant un point commun moyen appartenant à la fois au segment proximal et au segment distal, et implique donc de connaître la position et la matrice de rotation de ces deux segments et nécessitent la réalisation d’un enregistrement préalable sollicitant les mouvements de flexion-extension, abduction-adduction et de rotation interne et externe de l’articulation étudiée (Begon, Monnet, and Lacouture 2007). Cette méthode a été décrite en détail dans la littérature (Hayot 2010; Villeger 2014) et permet la localisation de l’articulation de la hanche avec une précision de 1,2 mm (Ehrig et al. 2006) et de 3 mm pour l’épaule (Monnet et al. 2007).
Figure 5 : localisation du centre articulaire de la hanche par la méthode SCoRE. R0 désigne le référentiel global (du laboratoire), Rc le référentiel local associé à la cuisse, et Rba le référentiel local associé au pelvis. Les points verts réprésentent les marqueurs passifs permettant la mesure de la cinématique du bassin, et les carrés noirs pour la cuisse. Le point rouge est le centre articulaire de la hanche dont la position est estimée à l’aide de la méthode SCoRE. (Adapté d’Hayot, 2010).
Malgré l’amélioration de la précision de la cinématique grâce à cette méthode, elle reste simplificatrice car décrivant le mouvement de centre de rotation moyen, alors que les articulations humaines possèdent des centres de rotation instantanés et donc mobiles du fait de la géométrie des surfaces de contact osseuses.
Enfin, une dernière source d’erreur en cinématique réside dans la propagation des erreurs dans la mesure des positions lors des opérations de dérivation. Pour y remédier, des méthodes d’optimisation du signal existent (Cahouët, Martin, et Amarantini (2002). L’approche la plus simple et la plus utilisée est de filtrer le signal à l’aide de filtres de type Butterworth, appliqués en aller-retour afin d’éliminer le déphasage temporel créé (Winter, 1990). Afin d’en déterminer de façon objective la fréquence de coupure passe-bas, une approche est de conserver un certain pourcentage de la puissance spectrale déterminée par transformée de Fourier (Amarantini 2003; Kamen and Gabriel 2010 / Figure 6).
Figure 6 : exemple de représentation graphique de spectres de puissances de signaux cinématiques et analogiques déterminés par transformée de Fourier et permettant la définition objective d’une fréquence de coupure passe-bas permettant la conservation d’au moins 90% du signal (adapté d’Amarantini, 2003).
L’objectif des procédures de filtrage est d’éliminer une partie des sources de perturbation du signal non désirées liées notamment aux vibrations des marqueurs passifs, aux mouvements des câbles dans le cas de la mesure électromyographique, ou encore à l’imprécision instantanée inhérente à toute mesure physique.
Les données anthropométriques (masses et rayons de giration des différents segments corporels) ont aussi une importance cruciale dans l’analyse biomécanique. Ces dernières constituent une donnée d’entrée dans le calcul des moments dynamiques au niveau des articulations. Elles sont généralement issues de statistiques basées sur la taille et la masse de différentes populations, reportées dans des tables anthropométriques. Le choix de la table anthropométrique utilisée se doit donc être adapté à la population étudiée et peut constituer une source d’erreur (Rao et al. 2006).
Dans le cadre de ces travaux de thèse, la table anthropométrique proposée par de Leva (1996) a été utilisée au vu de la population de jeunes sportifs étudiée (Figure 7).
Mesure des Efforts Externes
La mesure des efforts externes permet de caractériser l’intéraction entre le cycliste et sa bicyclette. Lors du pédalage en position assise, cinq appuis existent et sont répartis sur les pédales, le cintre et la selle. Dès ses débuts en l’an 1896, la littérature scientifique s’est focalisée sur la mesure des efforts appliqués sur les pédales (Figure 8). Ces premiers « cyclographes » avaient déjà permis de noter la présence de forces anti-propulsives lors du pédalage. Les méthodes se sont ensuite modernisées progressivement (Hoes et al. 1968; Sargeant and Davies 1977) pour permettre des mesures en 3 dimensions (Stone and Hull 1995; Gregersen and Hull 2003). En parallèle, en 1986, ont été développés les premiers capteurs SRM (Schoberer Rad Messtechnik, Jülich, Allemagne) permettant la mesure embarquée de la puissance mécanique développée au niveau de l’axe de pédalier.
La mesure de la puissance mécanique appliquée sur les pédales en cyclisme est fondamentale car c’est d’elle que dépend la vitesse de déplacement d’un cycliste en fonction des forces extérieures appliquées sur lui (traînée aérodynamique, poids et frottements des pneus et de la transmission, principalement). L’usage des capteurs de puissance se démocratise et l’offre se diversifie avec actuellement plus d’une dizaine de fabricants sur le marché. Mécaniquement, la puissance mécanique développée au niveau de l’axe du pédalier dépend de trois facteurs : la longueur de la manivelle, la valeur de la force appliquée sur la pédale perpendiculairement à la manivelle (le produit de ces deux premières variables représentant le couple mécanique), et la vitesse de rotation des manivelles. Il est à noter dans cette équation que seule la composante normale à la manivelle de la force appliquée sur la pédale créée un travail mécanique, la partie restante n’étant pas propulsive, mais pas non plus gratuite en terme d’effort musculaire ou de contrainte articulaire. La puissance mécanique au pédalier n’étant pas suffisante pour quantifier l’effort global du système musculo-squelettique, il est nécessaire de quantifier les torseurs mécaniques à chaque contact entre le cycliste et sa bicyclette. Peu d’études ont été consacrées à la mesure des efforts appliqués sur le cintre et la selle. Les premiers dynamomètres permettant ce type de mesure datent de 1985 (Bolourchi et Hull, 1985 / Figure 9).
Détermination du Torseur des Actions Mécaniques par Dynamique Inverse
La combinaison des mesures de la cinématique, anthropométriques et des efforts externes exposés précédemment permet l’application de la « dynamique inverse en bottom-up ». Par l’application des lois fondamentales de Newton et d’Euler, ce procédé permet l’estimation du torseur des actions mécaniques aux articulations. A partir de ces torseurs, le travail, la puissance et l’énergie développés peuvent être calculés. Les forces résultantes au niveau des articulations sont associées aux forces de contact inter-articulaires, tandis que les couples développés sur ces mêmes articulations sont principalement associés à la création de force par les différents actionneurs du corps humain (muscles, tendons et ligaments) et à leurs caractéristiques visco-élastiques (Figure 10). Il est aussi à noter que la contraction d’un chef musculaire agoniste d’une articulation est systèmatiquement associée à une co-contraction plus ou moins importante des chefs antagonistes, qui créent donc un couple articulaire opposé à celui des agonistes. Les couples résultants sont donc associés aux couples créés simultanément par les agonistes et par les antagonistes (Amarantini and Martin 2004)
Figure 10 : représentation schématique des principaux muscles actionneurs du membre inférieur. Ma, Mk et Mh représentent les moments résultants au niveau de la cheville, du genou et de la hanche, respectivement. (Adapté de Poirier, 2009).
Cette technique qui permet de déterminer les actions mécaniques appliquées à un solide rigide est basée sur la deuxième loi de Newton (1687) : (Equation 1) représente la masse du solide S étudié, l’accélération de son centre de gravité (G) par rapport à un référentiel galiléen , la somme des forces extérieures s’exerçant sur S, le moment dynamique en un point A quelconque et la somme des moments des forces. Avec ou est le tenseur d’inertie en A du solide étudié et la vitesse de rotation du solide.
Afin de déterminer le torseur des actions mécaniques au niveau des articulations du corps humain, cette procédure implique l’utilisation d’un modèle faisant l’hypothèse que chaque segment humain est un solide indéformable (de masse constante et de centres de masse et d’inertie fixes par rapport au segment), et que ces derniers sont reliés par des articulations ne produisant pas de force de friction.
Pour exemple dans le cas du cyclisme, le moment articulaire résultant au niveau de la cheville (de la jambe sur le pied, noté s’exprime de la façon suivante : (Equation 2) Où est le moment lié à l’action de la pesanteur sur le pied, est le moment des efforts de réaction mesurés par la pédale instrumentée, et est le moment dynamique du pied au niveau de la cheville dans le référentiel du laboratoire.
Le principe de la dynamique inverse « bottom-up » est d’itérer ces calculs au segment proximal suivant par déduction. Conséquemment, le moment articulaire résultant au niveau du genou peut être écrit : (Equation 3) dynamique de la jambe au niveau du genou dans le référentiel du laboratoire. Il est à noter que la précision finale des données de sortie de la dynamique inverse est liée à celle des données d’entrée au niveau de la cinématique, de l’anthropométrie et de la mesure des efforts (Amarantini, 2003).
Calcul des Puissances aux Articulations
Dans le cadre de l’analyse biomécanique du cyclisme, les puissances développées au niveau des articulations ont aussi été source d’intérêt (G. Caldwell, van Emmerik, and Hamill 2000; Martin and Brown 2009; Elmer et al. 2011; McDaniel et al. 2014). Ces dernières peuvent être calculées sur la base du calcul des couples articulaires présentés lors des paragraphes précédents. Un des intérêts du calcul de ces puissances est sous-jacent à l’application du théorème de l’énergie mécanique pour les systèmes physiques conservatifs. Ce thèorème indique que la variation d’énergie mécanique d’un solide isolé dans un référentiel galiléen est égale à la somme des travaux des forces non conservatives internes et externes qui s’exercent sur le solide considéré.
Analyse Electromyographique
L’électromyographie (souvent abrégée « EMG ») est définie comme « l’étude fonctionnelle du muscle à travers le recueil et l’analyse du signal électrique généré par les muscles en contraction » (De Luca 1997). D’un point de vue physiologique, ce signal électrique est le résultat de la stimulation de la cellule musculaire par les motoneurones alpha qui créent un potentiel d’action musculaire au niveau de la plaque motrice, qui en se propageant le long du sarcolemme provoque le déclenchement de la contraction. Cette activité électrique peut être mesurée de façon invasive à l’aide d’électrode-aiguilles placées en sous-cutané, ou de manière non invasive à l’aide d’électrodes collées à la surface de la peau, on parle alors « d’EMG de surface ». La méthode invasive étant difficilement applicable à l’analyse du mouvement, l’électromyographie de surface, pourtant moins précise, lui est majoritairement préférée. Dans le cadre de cette méthode, et après un traitement de la surface de la peau incluant rasage et nettoyage (www.seniam.org), le doublet d’électrodes enregistre la différence de potentiel entre deux points du muscle. La tension électrique mesurée représente la somme algébrique des potentiels d’action musculaires (Day and Hulliger 2001) et donne une représentation du nombre d’unités motrices activées et de leur fréquence de décharge (Figure 12). Cette réprésentation nécessite plusieurs précautions quant à son interprétation. En effet, certains facteurs physiologiques et non physiologiques peuvent influencer la forme du signal EMG recueilli (Farina, Merletti, and Enoka 2004).
Effets de la position sur les variables mécaniques
Par analogie au fait que la course soit préférée à la marche pour les vitesses élevées de déplacement, la position en danseuse est souvent préférée à celle assise lorsqu’il est nécessaire de développer des puissances mécaniques élevées. Hansen et Waldeland (2008) ont testé sur tapis roulant motorisé le temps de soutien maximal dans les deux positions à différents pourcentages de la puissance correspondant à la consommation maximale d’oxygène déterminée lors d’un test incrémental (Figure 18).
Figure 18 : temps de soutien à différents pourcentages de la puissance correspondant à la consommation maximale d’oxygène en position assise et danseuse. Trait plein : Assis. Trait pointillé :
Danseuse. (Adapté de Hansen et Waldeland, 2008).
Cette étude montre que le temps de soutien est maximisé pour la plupart des participants à basse puissance en position assise, et à haute puissance en position danseuse. La puissance de transition théorique représentait en moyenne 94% de la puissance correspondant à la consommation maximale d’oxygène déterminée lors d’un test incrémental en position assise. D’autres études ont montré la supériorité de la position en danseuse pour la production de puissance mécanique. Reiser et al. (2002) ont montré que la puissance développée était supérieure au cours de plusieurs tests de Wingate (épreuve de pédalage maximale de 30 secondes) réalisés sur ergocycle, avec en moyenne 11 ± 0,4 W.kg-1 en position danseuse contre 10,4 ± 0,6 W.kg-1 en position assise. Millet et al. (2002) ont publié des résultats similaires sur 30 secondes (803 ± 103 W en danseuse vs 635 ± 123 W assis). McLester et al. (2004) ont quant à eux montré que la puissance développée au cours de 3 tests de Wingate répétés était améliorée lors de la 3ème répétition en raison d’une plus faible perte de puissance au cours des 30 secondes.
Plusieurs études ont montré que cette augmentation de puissance en danseuse s’accompagne généralement d’une diminution de la cadence de pédalage spontanément utilisée (Millet et al. 2002; Harnish, King, et Swensen 2007; Lucía, Hoyos, et Chicharro 2001).
Du point de vue des couples articulaires, le couple de flexion plantaire ainsi que celui d’extension du genou augmenteraient en danseuse (Li et Caldwell 1998; Caldwell et al. 1999 / Figure 19).
Figure 19 : patterns de moments articulaires en fonction de l’angle de la manivelle. LS : position assise sur terrain plat. US : position assise sur terrain en pente de 8%. ST : position danseuse sur pente de 8%. (Adapté de Li et Caldwell, 1998).
Une seule étude a testé l’effet de la position sur une fonction de coût (Gonzalez and Hull 1989) basée sur les moments articulaires (Poirier, Do, and Watier 2007 / Figure 20).
Cette étude montre que la position choisie spontanément minimiserait la fonction de coût utilisée. Ces résultats ont été confirmés dans un contexte expérimental différent dans la section III.8 de cette de thèse. L’étude de Poirier et al. (2007) montre aussi un décalage des valeurs d’angle et de valeur du maximum de couple appliqué à l’axe médiolatéral du pédalier (Figure 21). Ce résultat est retrouvé dans d’autres études (Caldwell et al. 1998; Li and Caldwell 1998).
Effet de la position sur les variables physiologiques
D’un point de vue physiologique, de nombreuses études se sont intéressées à la distinction entre position assise et danseuse du point de vue de la consommation d’oxygène, de la fréquence cardiaque, de la perception de l’effort, du rendement et de l’activité électromyographique.
Au niveau de la consommation d’oxygène, la position assise a été montrée comme moins coûteuse à faible puissance de pédalage (Ryschon et Stray-Gundersen 1993; Tanaka et al. 1996), mais aucune différence n’a pu être observée entre les deux positions à haute puissance (Harnish, King, et Swensen 2007; Millet et al. 2002; Tanaka et al. 1996). Le rendement ne semble pas non plus différent entre les deux positions pour du pédalage sur le terrain à une puissance correspondant à 75% de celle correspondant à la consommation maximale d’oxygène déterminée lors d’un test incrémental en position assise (Millet et al., 2002). La fréquence cardiaque a été décrite comme plus élevée en danseuse (Millet et al., 2002 ; Tanaka, 1996). Poirier montre des résultats légèrements différents avec une fréquence cardiaque plus faible assis lors du pédalage à faible puissance, et une absence de différence à haute puissance (Figure 23).
Au niveau de la perception de l’effort, seulement deux études ont comparé les deux positions. Millet et al. (2002) n’ont pas montré de différence significative entre les deux positions pour deux niveaux de puissance, tandis que Poirier (2009) a confirmé ce résultat pour une plus large étendue de puissance.
Enfin, au niveau de l’activité électromyographique, la littérature suggère des différences dans les profils temporels et les niveaux d’activation de plusieurs muscles (Li and Caldwell 1998, Figure 24). Par exemple, Duc et al. (2008) ont montré une diminution du niveau de l’activité du semimembranosus en danseuse, ainsi qu’une importante augmentation du niveau d’activité des muscles du bras (Triceps Brachii et Biceps Brachii) et du tronc (Rectus Abdominis et Ilio-Costalis) dans cette position. Au contraire, Li et Caldwell (1998) ont montré des niveaux d’activation augmentés des muscles gluteus maximus, tibialis anterior, et rectus femoris en danseuse (Figure 24). Poirier (2009) montre quant à lui une diminution du temps d’activation du biceps femoris en danseuse. Du point de vue des synergies musculaires, aucun avantage d’une position sur l’autre n’a pû être démontré à ce jour (Hug et al. 2011) : les synergies musculaires des membres inférieurs semblent identiques dans les deux positions et seul un décalage temporel au cours du cycle permet de les distinguer.
EFFET DE LA POSITION ET DE LA PUISSANCE SUR LA DYNAMIQUE DES MEMBRES SUPERIEURS
Ce premier article accepté dans la revue « Journal of Applied Biomechanics » est intitulé « Influence of Position and Power Output on Upper Limb Kinetics in Cycling ». Faisant le constat du faible nombre d’études consacrées à l’analyse du rôle du membre supérieur en cyclisme, et des quelques données indiquant un potentiel effet de la puissance et de la position (assis vs danseuse), notre objectif a été de présenter pour la première fois une analyse du rôle mécanique du membre supérieur en cyclisme. Basée sur une analyse de dynamique inverse des actions mécaniques effectuées au niveau du poignet, du coude et de l’épaule avec comme données d’entrée la cinématique du membre supérieur et les efforts résultant au niveau du cintre, l’étude a porté sur un échantillon préliminaire de 17 participants. Les résultats montrent que la puissance de pédalage et la position ont un effet sur 43 des 58 variables mécaniques étudiées. En position assise et à faible puissance, le membre supérieur semble n’avoir qu’un rôle équilibrateur et de support du tronc. A partir du niveau de puissance correspondant à la transition spontanée en danseuse, les actions mécaniques des articulations du membre supérieur associées à la traction sur le cintre apparaissent. Suite à cette analyse, une question s’est posée : pourquoi les participants tirent-ils sur le cintre à haute puissance ? Une hypothèse explicative serait que l’activation des membres supérieurs permettrait une activation plus importante des muscles du membre inférieur (Ebben, Leigh, et Geiser 2008; Turpin et al. 2014). Toutefois, cette action de traction pourrait-elle n’avoir qu’une explication mécanique ?
LA TRANSITION ASSIS-DANSEUSE EST ASSOCIEE A UNE MINIMISATION DE FONCTIONS DE COUT
Ce quatrième article intitulé « Minimization Of Cost Functions Is Associated With The Sit-Stand Transition In Cycling » est en révision pour la revue « Journal of Biomechanics ». A l’image de la transition de la marche vers la course, largement étudiée chez l’humain, notre hypothèse est que la transition assis-danseuse pourrait elle aussi avoir une explication multifactorielle (Raynor et al. 2002). A la suite des travaux précurseurs de Gonzalez and Hull (1989) sur l’usage de fonctions de coût mécanique adaptées à l’étude du pédalage, et des travaux de thèse de Poirier (2009) ayant montré une minimisation d’une « Moment Cost Function » dans la position spontanément choisie en cyclisme, différents objectifs ont été proposés. Le premier a été de tester à nouveau l’effet de la puissance de pédalage sur une fonction de coût basée sur les moments articulaires afin de confirmer les résultats de Poirier en utilisant un autre protocole incrémental conduisant à la transition assis-danseuse. En profitant d’avancées techniques, cette fonction de coût a été actualisée par l’utilisation d’un procédé de dynamique inverse en 3 dimensions au lieu de 2, et par l’utilisation d’une méthode d’adimensionnalisation des résultats (Hof 1996). Un second objectif a été de tester une autre fonction de coût basée sur l’activité électromyographiques de plusieurs chefs du membre inférieur (MacIntosh, Neptune, and Horton 2000). Enfin, un troisième objectif a été de tester la corrélation entre ces deux fonctions. En effet, si cette dernière paraît évidente en théorie, de nombreuses limitations pratiques (participation d’efforts non musculaires dans les couples articulaires, précision relative de la dynamique inverse, non-linéarité de la relation EMG-force, non exhaustivité des chefs musculaires étudiés, pondération des données de chaque muscle dans la fonction de coût EMG…) pourraient limiter cette association entre les données électrophysiologiques et mécaniques. Les résultats de cette étude ont montré que les deux fonctions sont hautement corrélées et minimisées dans la position spontanément choisie par les participants. Ces résultats confirment ceux de Poirier (2009) et apportent de nouvelles pistes pour améliorer la sensibilité de fonctions de coût représentatives des efforts musculaires du membre inférieur, ces dernières étant minimisées dans la position spontanément choisie par le cycliste, et proposant donc un nouveau critère explicatif de la transition assis-danseuse en cyclisme.
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Table des matières
I) INTRODUCTION GENERALE
II) ETAT DE L’ART
II.1. CONSIDÉRATIONS MÉTHODOLOGIQUES
II.1.1. Analyse Cinématique et Anthropométrique
II.1.2. Mesure des Efforts Externes
II.1.3. Détermination du Torseur des Actions Mécaniques par Dynamique Inverse
II.1.4. Calcul des Puissances aux Articulations
II.1.5. Analyse Electromyographique
II.1.6. Fonctions de Coût
II.2. POSITION ASSISE VERSUS POSITION DANSEUSE
II.2.1. Introduction
II.2.2. Effet de la position sur les variables mécaniques
II.2.3. Effet de la position sur les variables physiologiques
III) CONTRIBUTIONS PERSONNELLES
III.1. INTRODUCTION
III.2.PLATEAU EXPÉRIMENTAL
III.3. ETUDE 1 : EFFET DE LA POSITION ET DE LA PUISSANCE SUR LA DYNAMIQUE DES MEMBRES SUPERIEURS
III.4. ETUDE 2 : PATTERNS D’ACTIVÉ MUSCULAIRE DES MEMBRES SUPÉRIEURS ET DU TRONC PENDANT LE PÉDALAGE ASSIS ET EN DANSEUSE
III.5. ETUDE 3 : AUGMENTATION DE PUISSANCE ET MESURE DES EFFORTS APPLIQUÉS SUR LA BICYCLETTE
III.6. ETUDE 4 : UNE DIMINUTION DE LA FORCE VERTICALE SUR LA SELLE DECLENCHE LA
TRANSITION ASSIS-DANSEUSE
IV.7. ETUDE 5 : PATTERNS D’ACTIVITÉ MUSCULAIRE ASSOCIÉS AVEC LA TRANSITION ASSISDANSEUSE EN CYCLISME : MODULARITÉ ET PREUVES D’UNE TRANSITION OPTIMALE
III.8. ETUDE 6 : LA TRANSITION ASSIS-DANSEUSE EST ASSOCIEE A UNE MINIMISATION DE FONCTIONS DE COUT
IV) CONCLUSION ET PERSPECTIVES
V) ANNEXES
IV.1. INTRODUCTION
IV.2. ETUDE 7 : AN INVERSE DYNAMIC STUDY SUGGESTS THAT CYCLISTS MARGINALLY USE HIP JOINT TORQUE AT MAXIMAL POWER
IV.3. ETUDE 8 : TRANSFERABILITY BETWEEN ISOLATED JOINT TORQUES AND A MAXIMUM POLYARTICULAR TASK : A PRELIMINARY STUDY
IV.4. ETUDE 9 : SELECTIVE MUSCLE CONTRACTION IS INCOMPATIBLE WITH MAXIMAL VOLUNTARY TORQUE ASSESSMENT
IV.5.PROPOSITION D’APPROCHE ADIMENSIONNELLE DU CYCLISME
IV.6. ETUDE 10 : VARIABILITY IN THE SPATIAL STRUCTURE OF MUSCLE COORDINATION ASSOCIATED WITH THE SIT-TO-STAND TRANSITION IN PEDALING
BIBLIOGRAPHIE
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