La Machine Humaine au Regard de la Performance Sportive

La machine humaine au regard de la performance sportive

Poitiers, 14-15 mai 2009

Textes rassemblés par :

P. LACOUTURE, F. COLLOUD, & T. MONNET

Ce programme a reçu le soutien du Contrat de Plan Etat-Région Poitou-Charentes 2007-2013 (axe B « Savoir, Images, Société ») en

partenariat avec l’Union Européenne.

Sommaire

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Sommaire Bienvenue ................................................................................................................. 7 Organisation ........................................................................................................... 11 Partenaires académiques......................................................................................... 13 Partenaires industriels ............................................................................................ 15 Optimization- and EMG-assisted estimation of joint moments and muscle forces during dynamic movements ......................................................................... 17 Forces agissant sur les palettes d’aviron ; des essais en bassin des carènes aux calculs de l’écoulement par CFD. .................................................................... 23 Amélioration de l’évaluation des capacités de force maximale sur ergomètre isocinétique ........................................................................................... 33 Synthèse dynamique des mouvements de systèmes multicorps ............................. 39

Biomimétisme : génération de trajectoires pour la robotique humanoïde à partir de captures de mouvements humains ............................................................ 57

Rôle de la vision dans la production et le maintien de la position verticale inversée en milieu aquatique .................................................................................. 65 Evaluation et suivi d’entraînement en ski de fond sur ergomètre........................... 73

Explication mécanique de la bonne utilisation d’haltères pour augmenter la performance en saut en longueur sans élan. ....................................................... 83

Sensibilité aux perturbations du modèle géométrique lors de calculs par optimisation des forces musculaires durant la marche ........................................... 91

Localisation du centre instantané moyen de la tête dans les mouvements de flexion extension et de flexion latérale. ............................................................. 97 Coordinations articulaires lors de la phase de propulsion sous-marine d’un grab start chez des nageurs de haut niveau ........................................................... 103

Développement et validation d’un protocole visant à évaluer de manière non-invasive les propriétés mécaniques et géométriques des différents muscles fléchisseurs plantaires de la cheville in vivo. .......................................... 111

Effet de l’intensité sur la standardisation des modalités isocinétique et isotonique en régime de contraction excentrique ................................................. 121

Pertinence de la fusion des données d’imagerie et de mesure du mouvement : un indice de cohérence articulaire .................................................. 127

Biomechanics and rowing: Injury prevention or performance enhancement or both?................................................................................................................. 137

Sommaire

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Identification simultanée des centres articulaires et des paramètres inertiels ................................................................................................................. 149 Confrontations d’analyses biomécaniques et d’expériences subjectives liées à la performance chez des rameurs de haut niveau en aviron. ..................... 155

Modélisation mécanique et biomécanique du système complet “bateau-avirons-rameur”. Premiers résultats. .................................................................... 163 Comparaison cinématique du départ en starting block de sprinteurs de niveau élite et régional. ........................................................................................ 169 Métrologie et expertise mécanique de la performance sportive. .......................... 175

Computer simulation of sports technique ............................................................. 187

Liste des auteurs ................................................................................................... 195

Mot d’accueil

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Bienvenue La volonté qui nous a animé pour l’organisation de ces journées thématiques,

était de réunir, au-delà de l’approche mécanique de la locomotion –axe de recherche qui anime l’équipe de Poitiers depuis 30 années déjà – des disciplines aussi variées que la robotique, l’automatisme, la Physiologie, le Contrôle moteur, etc., autour d’une problématique commune : la Performance Sportive. Véritable enjeu que de promouvoir une approche pluridisciplinaire dont l’objet d’étude, la performance sportive, ne se nourrit que trop rarement d’activités scientifiques, à l’exception toutefois des sciences biologiques qui offrent déjà un socle de compétences désormais bien connues des techniciens du sport.

L’implication des résultats de la recherche issus des sciences pour l’ingénieur n’a, à ce jour, que très partiellement pénétré le milieu de l’entraînement pourtant extrêmement demandeur ; Une des raisons principales tient au fait que les démarches de travail de ces deux milieux apparaissent traditionnellement comme divergentes et parfois opposées (démarches scientifique et empirique), à laquelle s’ajoute une difficulté forte pour le milieu sportif, celle de s’approprier les concepts scientifiques de base qui s’opposent aux sensations indispensables pour agir. Par ailleurs, il faut reconnaitre que les techniciens du sport ont été souvent déçus des réponses apportées par les scientifiques, car trop éloignées de leurs besoins immédiats.

Forts de ce constat, nous avons mis en œuvre une politique scientifique allant de la recherche fondamentale aux actions de transferts de technologie. Ainsi, dans le prolongement des travaux de recherche centrés sur la mécanique des systèmes multicorps, nous avons développé ces actions en direction des fédérations françaises sportives. Animés par la volonté d’instituer un véritable partenariat avec le milieu sportif et de mettre en œuvre une expertise collégiale performante sur des problématiques posées par les techniciens mandatés par leurs fédérations, nous avons créé une structure de transfert : le Centre d’Analyse d’Images et Performances Sportives, capable de jouer ce rôle d’interface, et dont le prolongement permet également de créer les outils et les contenus de formation par la recherche, destinés aux entraîneurs et aux formateurs.

Ces actions de transfert, pour être efficaces, doivent se nourrir en amont d’une recherche fondamentale expertisée. Celle que nous menons, à Poitiers, s’articule autour de trois axes tels que l’Amélioration des modèles biomécaniques, la Validation expérimentale des approches par une observation et une évaluation rigoureuses dans un contexte approprié, in situ et en laboratoire, et la Synthèse des modèles de mouvements, en vue de les inclure dans un environnement de simulations propres aux activités physiques et sportives et à la locomotion humaine en général.

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Ce développement scientifique et ces applications symbolisées par la création du Centre Régional, d’Innovations et de Transfert de technologie, Sport et Loisirs (CRITT) et le Centre d’Analyse d’Images et Performance Sportive (CAIPS) s’est conduit sur plusieurs dizaines d’années. Aussi, à l’occasion de l’organisation de ces journées scientifiques, qu’il me soit permis de remercier l’ensemble des partenaires académiques et institutionnels qui nous ont fait confiance et accompagné dans la mise en œuvre de cette politique scientifique, initiée en 1978 par Alain JUNQUA. Je souhaite également associer à cette aventure mon collègue retraité Jacques DUBOY, et l’ensemble des membres de l’équipe « Mécanique du geste sportif » en les personnes de Floren COLLOUD, Francis TRILLES, Cyril BREQUE, Sophie SAKKA, sans oublier bien entendu les quelques, à ce jour, 40 docteurs en Sciences et Techniques des Activités Physiques et Sportives qui, par leurs travaux de recherche, ont contribué à faire ce qu’est l’équipe aujourd’hui ; Bien entendu, je n’oublierai pas les personnels du CRITT Sport-Loisirs et du CAIPS, qui font partie de cet ensemble unique en France.

Le document regroupe les communications scientifiques des participants, introduites par quatre conférences, portant sur la synthèse dynamique du mouvement des systèmes multicorps, l’apport de la simulation dans la compréhension d’activités sportives acrobatiques, sans oublier les aspects d’une traumatologie induite par une pratique sportive de haut niveau et l’indispensable mesure et expertise de la performance. Ce dernier point me préoccupe particulièrement car nous constatons encore trop souvent l’utilisation d’outils de mesure simplifiés, pour ne pas dire simplistes, sans aucun discernement quant à leur fiabilité et à leur validité scientifique.

Chacun trouvera, je l’espère, à la lecture de ce livre, intérêts et une ouverture vers l’invention de la formule mathématique telle que l’imaginait Suzanne BACHELARD1 (1944), lorsqu’elle écrivait : « l’erreur est de croire que les faits contiennent déjà l’explication. Il faut l’y introduire… La base de la méthode expérimentale, c’est l’invention de la formule mathématique ». Enfin, permettez moi aussi de reprendre les propos de Georges DEMEŸ, lorsqu’il écrivait (dans les années 1900 !), dans l’introduction de son livre « Mécanisme et Education des Mouvements »2 : « Ces études sont encore peu comprises du public, elles sont trop positives pour posséder l’attrait du merveilleux et de l’extraordinaire. L’habitude et avec elle la faculté à méditer et de raisonner se perd ; on préfère les livres faciles qui ne demandent aucun effort, l’amour de la forme remplace les qualités de fond ; on oublie souvent qu’un livre est fait pour y apprendre quelque chose et

1 S. BACHELARD : « Logique et philosophie des sciences », librairie

Hachette, Paris, 1944 2Editions EPS, collection « Archive et Mémoire de l’Education Physique et du Sport », 1993

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non seulement pour charmer. Les travaux sur le mouvement ne peuvent prétendre à satisfaire les esprits superficiels. Aussi, ceux qui s’y adonnent doivent-ils fatalement subir un isolement momentané, isolement fort pénible à supporter s’il n’était adouci par la conviction et l’espérance de faire œuvre utile ». Bonne lecture…

Professeur Patrick Lacouture Université de Poitiers CNRS

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Organisation

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Organisation Comité Organisateur P. LACOUTURE - Université de Poitiers/CNRS F. COLLOUD - Université de Poitiers/CNRS Comité Scientifique F. BARBIER - Université de Valenciennes/CNRS Ph. GORCE - Université du Sud - Toulon – Var A. GUEVEL - Université de Nantes A. GUILLOT - Université Claude Bernard Lyon 1 P. MORETTO - Université de Lille 2 O. REMY-NERIS - Université de Brest/INSERM F. QUAINE - Université Grenoble 1/CNRS J.-J. SANTIN - Université de Valenciennes/CNRS P. THOREUX - APHP/ENSAM/CNRS L. VIGOUROUX - Université Aix-Marseille 2/CNRS S. ZEGHLOUL - Université de Poitiers/CNRS Secrétariat L. ARTUS - Université de Poitiers T. MONNET - Université de Poitiers/CNRS Site Internet F. COLLOUD - Université de Poitiers/CNRS M. MAILLET - Université de Poitiers/CNRS TV Internet F. LEPLANQUAIS – CRITT Sport Loisirs Logistique F. COLLOUD - Université de Poitiers/CNRS A. DECATOIRE - CAIPS/CREPS Poitou-Charentes F. DURAND - CAIPS/CREPS Poitou-Charentes T. MONNET - Université de Poitiers/CNRS E. PLANCHON - Université de Poitiers/CNRS P. SEGUIN - Université de Poitiers/CNRS

Organisation

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Partenaires académiques

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Partenaires académiques Région Poitou-Charentes

15 rue de l'ancienne comédie BP 575 86021 POITIERS Cedex www.poitou-charentes.fr

Conseil Général de la Vienne Place Aristide Briand BP 319 86008 Poitiers www.cg86.fr

Académie Nationale Olympique Française 1 avenue Pierre de Coubertin 75640 Paris www.comite-olympique.asso.fr

CNRS 3 rue Michel-Ange 75016 Paris www.cnrs.fr

Université de Poitiers 15 rue de l’Hotel Dieu 86034 Poitiers www.univ-poitiers.fr

Faculté des Sciences Fondamentales et Appliquées 40 avenue du recteur Pineau 86022 Poitiers Cedex http://sfa.univ-poitiers.fr

Partenaires académiques

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Faculté des Sciences du Sport 4 allée Jean Monnet 86000 POITIERS http://scsport.univ-poitiers.fr

Laboratoire de Mécanique des Solides Boulevard Marie et Pierre Curie 86962 Futuroscope www-lms.univ-poitiers.fr

Société de Biomécanique www.biomecanique.org/

CAIPS Château de Boivre 86580 Vouneuil Sous Biard www.caips.fr

CREPS Poitou-Charentes Château de Boivre 86580 Vouneuil Sous Biard http://91.121.103.176/site/

Partenaires industriels

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Biometrics France 28 rue Jean Rostand 91893 Orsay Cedex www.biometrics.fr

CRITT Sports Loisirs

21 rue Albert Einstein 86100 CHATELLERAULT www.critt-sl.com

Kistler France 15 avenue duHoggar 91923 Les Ulis cedex www.kistler.com

Myotest 3 place de la gare 1950 Sion www.myotest.eu

Sensix Force Torque Measurement 95 rue de la tranchée 86000 Poitiers www.sensix.fr

Volodalen 50 Rue du Moulin 90120 MEZIRE www.volodalen.com


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Optimization- and EMG-assisted estimation of joints moments

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Optimization- and EMG-assisted estimation of joint moments and muscle forces during dynamic movements

David Amarantini LAPMA, Université de Toulouse 118 Route de Narbonne, F-31062 Toulouse cedex 9 courriel : [email protected]

Guillaume Rao Institut des Sciences du Mouvement E.J. Marey, CNRS & Université de la Méditerranée 163 Avenue de Luminy, F-13288 Marseille Cedex 9 Luc Martin et Violaine Cahouët Gipsa-lab, CNRS, INPG & Université J. Fourier 961 Rue de la Houille Blanche, BP 46, F-38402 Grenoble Cedex Eric Berton Institut des Sciences du Mouvement E.J. Marey, Université de la Méditerranée 163 Avenue de Luminy, F-13288 Marseille Cedex 9 Abstract: Considering both the strengths and the limits of existing methods for the estimation of muscle efforts, the aim of the present work was to develop original optimization- and EMG-assisted methods to improve the accuracy of joint moments and muscle forces during static and dynamic movements. Firstly, at the “resultant” level, static optimization of joint accelerations delivered a set of optimal accelerations well consistent with all available measurements and which leaded to optimal resultant joint moment estimations and to an accurate prediction of ground reactions without residual moment at the top-most segment. Secondly, at the level of agonist and antagonist muscle groups, the combined use of EMG and numerical optimization provided physiologically realistic estimates of the resultant, flexor and extensor moments under static and dynamic conditions. Finally, two-steps EMG-assisted min-max optimization provided individual muscle forces consistent with both EMG and mechanical laws while appropriately accounting for cocontraction of antagonist muscles. Hence, optimization- and EMG-assisted methods may offer convenient ways to estimate muscle efforts in static and dynamic conditions for applications in various fields, including sports biomechanics, sports performance, rehabilitation biomechanics and clinical biomechanics.

D. Amarantini, G. Rao, L. Martin, V. Cahouët, E. Berton

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1. Introduction

The quantification of muscular efforts remains a major challenge in biomechanics. Due to the very slight possibility of in vivo measurements in humans, this work focused on original optimization- and EMG-assisted methods developed to estimate resultant, agonist and antagonist muscle groups moments as well as muscle forces (MF) in static and dynamic conditions. Our aim was to exploit information redundancy and to combine the use of EMG with numerical optimization to improve confidence in the estimates of muscular efforts. We proposed static optimization of accelerations, an EMG-to-moment approach to obtain realistic estimates of resultant, agonist and antagonist muscle group moments – even in fatigued conditions –, and a novel EMG-assisted min/max optimization method to obtain accurate MF in static and dynamic conditions.

2. Methods

The proposed optimization- and emg-assisted models were tested at the knee joint on participants who performed static contractions or dynamic movements (stepping in place, dynamic half squat). Inputs to the models were kinematics of body segments (Vicon equipment, 120Hz), ground reaction (AMTI force plateform, 240Hz) and surface EMG from representative knee muscles (Mega ME 3000 P8, 1000Hz). Firstly, the knee resultant joint moment (MK) was computed by solving the inverse dynamics problem using static optimization of joint accelerations [Cahouët and al., 2002] in order to improve inverse dynamics computations by providing better estimations of input acceleration data. Secondly, the flexor and extensor knee muscle group moments (MKflex and MKext, respectively) were obtained from an EMG-to-moment optimization process [Amarantini and Martin, 2004; Rao and al., 2008] which accounted for muscle behavior in an attempt to obtain accurate predictions of the resultant moment as well as physiologically realistic estimates of agonist and antagonist moments. Finally, the force developed by nine muscles acting around the knee was obtained by solving a novel two-steps EMG-and-optimization method which accurately accounted for cocontraction of the agonist and antagonist muscle groups and exploited the advantages of min/max optimization. The associated min/max optimization problem was expressed at each time instant by:

find ti that minimizes: ( ) ii

i

tf t max

PCSA

=

with

i max i

x x Kflex

y y Kext

0 t PCSA

r t M

r t M

< < σ ⋅ ⋅ = ⋅ =

∑∑


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where ti and PCSAi are the tension and the cross sectional area of muscle i, σmax is the maximum muscle stress set to 40N/cm², rx and ry are respectively the lever arms of flexor muscle x and extensor muscle y.

3. Results and Discussion

In general, the introduction of information redundancy and the combined use of numerical optimization with the introduction of EMG data as inputs greatly improved our confidence in estimates of resultant, agonist and antagonist moments, as well as MF.

Optimal resultant joint moment estimations – which could largely differ from classical calculations – were obtained by solving the inverse dynamics problem using the optimal accelerations consistent with all available measurements [Cahouët and al., 2002]. Moreover, static optimization of joint accelerations accurately predicted ground reactions and produced no residual moment at the top-most segment. Despite the impossibility of comparing our solutions with the muscle moments measured in vivo, our method for the estimation of agonist and antagonist moments provided accurate estimates of the muscle moments under static and dynamic conditions (Figure 1) by associating the use of EMG and optimization in a single routine [Amarantini and Martin, 2004]. In particular, efforts were made to obtain physiologically realistic results: the model accounted for an indicator of muscle activity, incorporated the isometric moment-EMG relationships, accounted for the moment-angle and the moment-velocity effects and integrated the influence of muscle biarticularity.

Concerning MF (Figure 2), the proposed method provided physiologically realistic solutions, more consistent with both EMG and mechanical laws when compared with “Classical” min/max optimization. All muscles were predicted to be active and the agonist and antagonist moments were in accordance with the physiological constraints under static and dynamic conditions. By appropriately accounting for cocontraction at the level of opposing muscle groups, we obtained reliable MFs, even for muscles from which EMG was not recorded. The constraints on the contributions of the flexor and extensor muscle groups to the resultant joint moment greatly improved our confidence in muscle forces estimation: solutions by the EMG-assisted approach indicated remarkable correspondence with observed EMG, in perfect agreement with flexor and extensor muscle group moments.


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Figure 1. Resultant, agonist and antagonist moments about the knee computed using

least-squares estimation [Olney and Winter, 1985] (top); using the proposed non-linear constrained optimization method [Amarantini and Martin, 2004] (bottom)

In conclusion, the proposed optimization- and EMG-assisted methods had the

advantages of being noninvasive, and of exploiting both information redundancy and numerical optimization to improve the confidence in the estimations of joint moments and muscle forces. We think that optimization- and EMG-assisted methods offer convenient ways to estimate muscle efforts forces in static and dynamic conditions for applications in various fields, including sports biomechanics, rehabilitation biomechanics, kinesiology, rehabilitation and clinical biomechanics.


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Figure 2. MFs developed by 4 extensor muscles (top) and 5 knee flexor

muscles (bottom) around the knee during a squat cycle. Solutions from classical min/max optimization are on the left; those from the proposed

EMG-assisted min/max optimization method on the right

4. References

[Amarantini and Martin, 2004] Amarantini, D., Martin, L., A method to combine numerical optimization and EMG data for the estimation of joint moments under dynamic conditions, Journal of Biomechanics, 37, 9, 1393-404. [Cahouët and al., 2002] Cahouët, V., Martin, L., Et Amarantini, D., Static optimal estimation of joint accelerations for inverse dynamics problem solution, Journal of Biomechanics, 35, 11, 1507-1513. [Olney and Winter, 1985] Olney, S.J., Winter, D.A., Predictions of knee and ankle moments of force in walking from EMG and kinematic data, Journal of Biomechanics, 18, 1, 9-20. [Rao and al., 2008] Rao, G., Amarantini, D., Berton, E., Influence of additional load on the moments of the agonist and antagonist muscle groups at the knee joint during closed chain exercise, Journal of Electromyography and Kinesiology, doi:10.1016/j.jelekin.2007.12.001.


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Forces agissant sur les palettes d’aviron

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Forces agissant sur les palettes d’aviron ; des essais en bassin des carènes aux calculs de l’écoulement par CFD. Sophie Barré

ENVSN Ecole Nationale de Voile et des Sports Nautiques (ENVSN) Saint-Pierre Quiberon LMF Laboratoire de Mécanique des Fluides UMR 6598 CNRS - Ecole Centrale de Nantes, 1 rue de la noë 44321 Nantes cedex 3. Jean-Michel Kobus et Alban Leroyer

LMF Laboratoire de Mécanique des Fluides UMR 6598 CNRS - Ecole Centrale de Nantes, 1 rue de la noë 44321 Nantes cedex 3. Résumé : cet article décrit et analyse les essais en bassin des carènes de palettes d’aviron à échelle 0,7. Le mouvement imposé à la palette par le dispositif de mesure est simplifié mais il permet de générer des écoulements représentatifs des caractéristiques principales de l’écoulement instationnaire réel. Le choix des paramètres cinématiques dont dépend la force propulsive sont exposés. Les résultats sont présentés en fonction de combinaison de ces paramètres. Les évolutions de la direction de la force propulsive par rapport à la palette et le déplacement de point de moment nul sont mises en évidence et leur influence sur le rendement instantané est commentée. Les résultats sont comparés avec ceux des modèles quasi statiques. Pour conclure, la comparaison d’un essai, utilisé comme cas de validation, avec le résultat de calcul CFD, montre les possibilités futures qu’apportera l’approche purement numérique.

1. Introduction

Les fluctuations de la vitesse des bateaux d’aviron sont provoquées par l’intermittence et l’instationnarité de la force propulsive et par les efforts d’inertie dus au déplacement des rameurs sur le bateau. La pertinence des simulations du fonctionnement du système « bateau-avirons-rameurs » repose sur la précision des modèles employés pour calculer les efforts en présence. Nous nous focalisons ici sur les efforts de propulsion dont la connaissance conditionne l’évaluation globale de la performance mais également le calcul des efforts dans les articulations et les muscles des rameurs.

S. Barré, JM. Kobus, A. Leroyer

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L’écoulement autour des palettes est complexe et encore peu connustationnarité, formation de cavité, effet de surface libre, palette repassant dans l’écoulement qu’elle a produit, influence de la flexion, etc. Il est difficile de mesurer localement cet écoulement et même de mesurer globalement ses effets sur les efforts. Les mesures sur les avirons en navigation requièrent une instrumentation délicate à mettre en œuvre et toujours incomplète. Les résultats sont biaisés du fait de l’influence de l’environnement et des irrégufonctionnement. Les essais en laboratoire se heurtent quant à eux à des problèmes de moyens d’essais qui la plupart du temps se traduisent par une simplification excessive du fonctionnement et des échelles très réduites. L’approche présentée icis’appuie sur des essais en bassin des carènes qui permettent de s’approcher des conditions réelles en maîtrisant les mesures et les paramètres de fonctionnement. Ces essais ont été réalisés pour mieux comprendre l’évolution de la force en intensité et direction et pour dégager des pistes de modélisation empirique. Les résultats sont maintenant utilisés pour la validation des codes de calcul d’écoulement (CFD pour Computational Fluid Dynamics) développés au LMF. Une fois validés, ces codes n’étant limités ni par la forme des palettes ni par la cinématique appliquée, seront utilisés pour calculer les cas de fonctionnement réel. 2. Dispositif et procédures expérimentales

Le dispositif permet d’appliquer une vitesse de rotation programmée à l’aviron. L’ensemble est monté sur la partie sensible d’un dynamomètre à 6 composantesainsi, aucun effort interne n’est mesuré. Le dynamomètre est fixé sur la plateforme de remorquage qui se déplace à vitesse constante sur le bassin [Barré et Kobus, 98]. Dans la réalité la vitesse du bateau varie durant la phase propulsive.

Figure 1 Photo du dispositif expérimental montrant le bras tournant rigide qui permet de

négliger la flexion du manche, le moteur asservi et le dynamomètre à 6 composantesSchéma précisant les notations, les repères et les angles. S’agissant de l’aviron tribord,

l’angle θ et la vitesse de rotation sont négatifs. Vb est la vitesse du bateau, Le est le levier extérieur, distance de l’axe de rotation au point de référence I, la forceavec ses différentes composantes dans le repère du bateau et de la corde de la palettβ est l’angle de la force avec la direction du manche et γ l’angle de la corde avec le

manche

θ

bVVVV

Le

xbe

ybe

yme F

yF

palettes est complexe et encore peu connu : non stationnarité, formation de cavité, effet de surface libre, palette repassant dans l’écoulement qu’elle a produit, influence de la flexion, etc. Il est difficile de

e mesurer globalement ses effets sur les efforts. Les mesures sur les avirons en navigation requièrent une instrumentation délicate à mettre en œuvre et toujours incomplète. Les résultats sont biaisés du fait de l’influence de l’environnement et des irrégularités de fonctionnement. Les essais en laboratoire se heurtent quant à eux à des problèmes de moyens d’essais qui la plupart du temps se traduisent par une simplification excessive du fonctionnement et des échelles très réduites. L’approche présentée ici s’appuie sur des essais en bassin des carènes qui permettent de s’approcher des conditions réelles en maîtrisant les mesures et les paramètres de fonctionnement. Ces essais ont été réalisés pour mieux comprendre l’évolution de la force en

ection et pour dégager des pistes de modélisation empirique. Les résultats sont maintenant utilisés pour la validation des codes de calcul d’écoulement (CFD pour Computational Fluid Dynamics) développés au LMF.

i par la forme des palettes ni par la cinématique appliquée, seront utilisés pour calculer les cas de fonctionnement réel.

Le dispositif permet d’appliquer une vitesse de rotation programmée à l’aviron. ble est monté sur la partie sensible d’un dynamomètre à 6 composantes ;

ainsi, aucun effort interne n’est mesuré. Le dynamomètre est fixé sur la plateforme de remorquage qui se déplace à vitesse constante sur le bassin [Barré et Kobus,

la vitesse du bateau varie durant la phase propulsive.

ontrant le bras tournant rigide qui permet de

dynamomètre à 6 composantes. S’agissant de l’aviron tribord,

est la vitesse du bateau, Le est le levier la force F est représentée

ses différentes composantes dans le repère du bateau et de la corde de la palette. l’angle de la corde avec le

I P

Lp

xmeβ

ncF

xF

tcFA

γ


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Autre simplification : la palette est constamment dans l’eau lors des essais. Le mouvement de la palette est donc approché par rapport au réel. L’hypothèse principale est qu’avec ce dispositif on reproduit bien la caractéristique fondamentale du fonctionnement, à savoir l’instationnarité autour de 90° d’incidence sur la palette, là où la vitesse de rotation et la force sont les plus grandes. La cinématique simplifiée suit une loi à rendement constant [Wellicome,

67], .conste/sin0 == θθη &LeVb , où 0η , la composante principale du rendement

de l’aviron, peut également être définie comme un nombre d’avance [Barré, 98] [Leroyer et al., 08]. La vitesse de rotation imposée aux avirons est donc de la forme

θθ sinK=& puisque bV est ici la vitesse constante de la plateforme. En

conséquence tous les essais systématiques de palettes réalisés avec cette

méthodologie l’ont été pour différents couples maxθ&=K et )/(0 LeKVb ⋅=η .

3 Paramètres dérivés : fréquence réduite et nombre de Froude

L’instationarité est caractérisée par le rapport nVc /θ& , où c est la longueur de la

corde de la palette et θ&c est la différence de vitesse entre le bord d’attaque et le

bord de fuite et où θθ sinbn VLeV −= & , est la composante normale de la vitesse au

centre de la palette. Ce nombre est appelé fréquence réduite car il s’apparente à un nombre de Strouhal. Pour les cinématiques simplifiées, il ne dépend que de 0η et

s’exprime par )1(/ or Lecf η−= . Un paramètre de ce type est utilisé par

[Kinoshita et al., 04] avec une approche expérimentale différente, à savoir une rotation pure de la palette dans un écoulement uniforme. Pour tenir compte des effets de surface libre, on considère également le nombre de Froude. Ce paramètre dépendant de θ , on choisit son maximum pour caractériser

le fonctionnement ; soit gcfKgc/VFr rnn /)/( max =⋅= . A une fréquence

réduite donnée, nFr caractérise l’influence de K, la vitesse maximum de rotation

de l’aviron. Pour des essais sur maquette, la similitude respecte à la fois le nombre de Froude, le nombre d’avance et par conséquent la fréquence réduite. 4. Résultats et discussion

Les essais présentés concernent des palettes à une échelle réduite de 0,7. Parmi toutes les formes de palette testées sont présentés ici des résultats qui concernent


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deux palettes rectangulaires en projection : une plate et une de profil sphérique avec un rayon de 1m. Le bord supérieur des palettes affleure l’eau pendant les essais. 4.1 Position du point où le moment est nul et direction de la force

La modélisation la plus simple proposé par [Wellicome, 67] suppose que la force ncF est normale à la corde de la palette, qu’elle s’applique au centre de la

palette et qu’elle a la forme ncncpnc CVSF 22/1 ρ= où ncV est la composante

normale à la corde de la vitesse du point de référence I, centre de la palette et pS ,

la surface de la palette. Ce modèle, que nous appellerons « modèle 1 » ne dépend que du seul coefficient Cnc. Dans la réalité, le point de moment nul se déplace (Figure.2). La connaissance de ce point améliore le calcul du moment zM des efforts sur la palette par rapport à

l’axe de rotation dont on déduit en particulier la composante perpendiculaire au manche de la force que le rameur applique à la poignée de l’aviron. Ce moment s’exprime par nipz FLedcM ⋅+= ))2/(( , où ipd est la distance horizontale de P à

I rapportée à la demi-corde de la palette, nF est la composante normale au

manche. La Figure 3, montre que l’angle de la force avec la corde de la palette évolue

significativement au cours du coup d’aviron et que la forme de la palette à de l’influence sur cette évolution. La direction réelle de la force influence directement l’efficacité de la force propulsive qui est sa projection sur l’axe d’avance (voir Figure. 4).

4.2 Influence sur le rendement

Le rendement de la propulsion, dans les conditions d’essais, peut s’exprimer

par θη &zbx MVF /= que l’on peut décomposer en trois termes [Barré, 98] :

( ) ( ) ( ) fpipb ηηηtgθtgβLecdθLeθVη ⋅⋅=+⋅−⋅⋅⋅= 0/12/1/sin & , respectivement.

Cette formulation permet de distinguer les contributions de ipd et β au rendement

total. On voit en particulier que β a peu d’effet quand θ est proche de 90°.


27

Figure. 2 : évolution du point P où le couple est nul. La pseudo-incidence α est l’angle de la corde de la palette avec la vitesse absolue de son point de référence. On constate que P se déplace de l’avant de la palette à l’attaque (≈θ -30°) vers le milieu au dégagé (≈θ -130°) et qu’il se situe vers le quart quand l’aviron est en travers du bateau et lorsque la

force est maximum ( ≈θ -90°)

Figure. 3: évolution de la direction de la force. La différence entre les palettes vient d’abord

de la différence d’angle de calage γ des palettes par rapport au manche (-5° pour la

sphérique et 0° pour la palette plate) mais le profil a probablement aussi un effet

-180 -150 -120 -90 -60 -30 0 30 60 90 120 150 180-1

-0.5

0

0.5

1Flat blade

d ip

-180 -150 -120 -90 -60 -30 0 30 60 90 120 150 180-1

-0.5

0

0.5

1Spherical blade

Angle θθθθ (°) pseudo-incidence(°)

d ip

K=3 -ηηηη0=0.77

K=3 - ηηηη0=0.71

K=4 - ηηηη0=0.77

K=4 - ηηηη0=0.71

-180 -150 -120 -90 -60 -30 0 30 60 90 120 150 180-10

0

10

20Flat blade

angl

e ββ ββ

(°)

K=3 - ηηηη0=0.77

K=3 - ηηηη0=0.71

K=4 - ηηηη0=0.77

K=4 - ηηηη0=0.71

-180 -150 -120 -90 -60 -30 0 30 60 90 120 150 180-10

0

10

20Spherical blade


angl

e ββ ββ

(°)


28

Figure. 4: coefficient de rendement attaché au point de moment nul et à la direction de la

force. En se référant à la Figure. 1 et à la Figure. 3 , on constate que dans la première partie de la phase propulsive (-30° >> θ -90°), un angle β positif est défavorable à la

propulsion alors qu’après -90° c’est β négatif qui est défavorable. Ainsi pour la palette plate la direction de la force est toujours défavorable. Pour la palette sphérique la direction

de la force est favorable en début de propulsion mais très défavorable après

4.3 Coefficients de traînée et de portance et modélisation de la force

On définit les coefficients de trainée et de portance par 25.0/ ppDD VSFC ⋅⋅⋅= ρ et

25.0/ ppLL VSFC ⋅⋅⋅= ρ où pV est le module de la vitesse du point de référence de

la palette. Sur la figure 5, dans la partie utile correspondant à un coup d’aviron réel, l’allure des résultats en fonction de la pseudo-incidence α permet d’approcher les courbes avec une expression de la forme )2cos1(5.0 max α−= DD CC et

α2sinmaxLL CC = comme le font également [Cabrera et al., 06], mais en

supposant que maxmax 2 LD CC = . Avec cette formulation, la force sur la palette, et

donc la force propulsive, sont complètement définies avec les valeurs maximum des coefficients de trainée et de portance maxDC .et maxLC . La figure 6 montre la

comparaison de la force propulsive xF mesurée et modélisée avec les modèles 1 et

2. On constate que le modèle 1 sous estime la force propulsive et que le modèle 2 la surestime. Notons également que le coefficient unique Cnc du modèle 1 s’identifie au coefficient CD max du modèle 2.

-180 -150 -120 -90 -60 -30 0 30 60 90 120 150 1800.8

0.9

1

1.1

ηη ηηf ,

ηη ηηp

K=3 - ηηηη0=0.71

ηηηηf

ηηηηp

-180 -150 -120 -90 -60 -30 0 30 60 90 120 150 1800.8

0.9

1

1.1


ηη ηηf ,

ηη ηηp

K=3 - ηηηη0=0.71

Flat blade

Spherical blade


29

Figure. 5: coefficients de trainée et de portance pour la palette plate. Les courbes ont des

allures similaires quelque soient les valeurs des paramètres. On remarque également que la palette fonctionne en finesse jusqu’à une dizaine de degrés d’incidence mais que ce

fonctionnement sera absent ou très bref pour un coup d’aviron réel

Figure. 6: comparaison de la force propulsive xF mesurée avec les modèles 1 et 2

4.4 Coefficients des modèles en fonction des paramètres significatifs

Il serait possible d’améliorer le modèle 2 en identifiant une formulation plus sophistiquée pour exprimer CD et CL en fonction de la pseudo-incidence. La formulation dépendrait de la forme de la palette. Il n’est pas utile d’entreprendre cette démarche pour les maquettes simplifiées utilisées ici. En revanche cela sera justifié pour les palettes réelles utilisées dans les simulations. Pour l’instant, on peut se borner à constater que pour les deux modèles, la pertinence des résultats repose d’abord sur une évaluation correcte des coefficients CD max et CL max en

-180 -150 -120 -90 -60 -30 0 30 60 90 120 150 180-1

-0.5

0

0.5

1

1.5

2

2.5


CL ,

CD

Flat blade

K=3 - ηηηη0=0.77

K=3 - ηηηη0=0.71

K=4 - ηηηη0=0.77

K=4 - ηηηη0=0.71

-180 -150 -120 -90 -60 -30 0 30 60 90 120 150 180-20

0

20

40

60

Fx

(N)

K=3 - ηηηη0=0.71

flat blade

ExpModel 2Model 1

-180 -150 -120 -90 -60 -30 0 30 60 90 120 150 180-20

0

20

40

60


Fx

(N)

spherical blade

K=3 - ηηηη0=0.71


30

fonction des paramètres de fonctionnement de la propulsion. Sur la figure 7 ces coefficients ont été tracés en fonction de la fréquence réduite pour différents K (vitesses de rotation maximum). On constate que les coefficients varient quasiment linéairement et que les pentes pour les différents paramètres K sont relativement proches. Cela confirme que la fréquence réduite et la vitesse de rotation maximum sont des paramètres significatifs sur lesquels pourra s’appuyer la modélisation de la force sur les palettes d’un aviron réel donné.

Figure. 7: Valeurs maximales des coefficients de trainée et de portance en fonction de la fréquence réduite

4.5 Calcul de l’écoulement et des efforts par la CFD

Construire un modèle pertinent pour calculer les efforts sur les palettes dans les simulateurs, demanderait des mesures précises pour chaque type d’aviron réel. Des mesures de ce type sont disponibles mais pour un nombre restreint d’avirons et pour des fonctionnements simplifiés imposés par les essais en bassin. Par ailleurs, d’autres paramètres entrent en jeu, comme l’immersion, l’angle de la palette avec la verticale, etc. La connaissance de ce qui se passe lorsque la palette entre et sort de l’eau est difficilement accessible expérimentalement. Les progrès dans le domaine du calcul des écoulements par les codes CFD permettent d’envisager l’accès à une meilleure connaissance des phénomènes.

y = 1.7224x + 0.7014

R2 = 0.9936

y = 0.6359x + 0.3982

R2 = 0.9819

y = 1.9614x + 0.284

R2 = 0.991

y = 0.5774x + 0.2167

R2 = 0.9671

y = 1.8472x + 0.5044

R2 = 0.9962

y = 0.6628x + 0.226

R2 = 0.9994

y = 1.804x + 0.3218

R2 = 0.9923

y = 0.4454x + 0.2845

R2 = 0.9745

0

0.5

1

1.5

2

2.5

3

3.5

4

0.2 0.4 0.6 0.8 1 1.2 1.4 1.6 1.8 2

Reduced frequency f r

CL m

ax ,

CD m

ax

K=3

K=3.5

K=3.75

K=4

ηηηη0000 between 0.6 0.6 0.6 0.6 and 0.9 0.9 0.9 0.9


31

Cependant, valider les performances de ces codes pour le calcul d’un écoulement aussi complexe (voir ci-contre) est un passage obligé. Les résultats présentés sur la figure 8 montrent un exemple de comparaison qui permet d’avoir bon espoir sur l’utilisation de la CFD [Leroyer et al., 08]. Les calculs ont été réalisés avec le code ISISCFD, développé par l’Equipe Modélisation Numérique du LMF. Ce code résout les équations instationnaires de Navier Stokes en moyenne de Reynolds (URANS). Le solveur repose sur une méthode volumes finis non structuré et il est dédié à la simulation d’écoulement incompressible à fort nombre de Reynolds autour de corps potentiellement mobiles et à haute complexité géométrique. Il n’y a donc pas de limitation pour la forme de la palette et le raccord avec le manche. Les calculs à surface libre sont gérés par une méthode de capture d’interface.. L’avantage de cette méthode est qu’elle permet de modéliser l’eau et l’air. Il n’y a donc pas de limitations concernant la forme de la surface libre (cavités, éclaboussures, etc.). L’inconvénient majeur de ce type de calcul est le nombre important de cellules nécessaires pour mailler le domaine fluide (de l’ordre de 106) et consécutivement un temps de calcul très important. A court terme, la mise en place d’adaptation automatique de maillages permettra de réduire au cours du temps le nombre de cellules dans les zones où l’écoulement est peu perturbé. Associé à une puissance toujours croissante des moyens de calculs, des simulations pourront alors être entrepris de façon plus intensive et remplacer à terme les essais sur des configurations plus réalistes (prise en compte de l’immersion variable, de la vitesse du bateau, des sortie et entrée dans l’eau, etc.)

Figure.8 comparaison essais et calculs avec ISISCFD. Une condition de glissement a été

adoptée ; le déficit de force Fx au début de la simulation correspond au frottement.

Coupe dans l’écoulement calculé


32

5 Conclusion

Cette analyse réalisée pour des conditions de fonctionnement simplifiées mais représentatives du caractère principal de la propulsion par aviron a permis de mettre en évidence quelques paramètres utiles pour la modélisation des efforts sur les palettes, à savoir le nombre d’avance, la fréquence réduite, la vitesse de rotation maximale et le nombre de Froude. Elle a également permis d’observer l’évolution de la direction de la force hydrodynamique et du moment appliqué par l’eau à l’aviron. Les essais, commencent à être utilisés pour valider les résultats des codes CFD dont on espère qu’ils remplaceront à terme les essais pour construire les modèles de force utilisés dans les simulateurs numériques d’aviron. Les premiers résultats permettent d’être confiants. 6. Références [Barré and Kobus, 98] Barré, S. and Kobus, J.M. New facilities for measurement and modelling of hydrodynamic loads on oar blades, 2nd International Conference of the Engineering of Sport, Sheffield, 1998. [Barré, 98] Barré, S. Etude expérimentale des systèmes de propulsion instationnaire. Application aux palettes d’aviron, Thèse de Doctorat, Université de Nantes et Ecole Centrale de Nantes, 1998, Nantes, n°ED 82-33. [Cabrera et al., 06] Cabrera, D , Ruina, A, Kleshnev, V, A simple 1+ dimensional model of rowing mimics observed forces and motions, Human movement science n°25, 192-220 [Kinoshita and Kobayashi, 04] Kinoshita, T and Kobayashi, H. Improving Rower Motion and Rowing Equipment by Using Rowing Velocity Prediction Program with Estimated Hydrodynamic Load Acting on an Oar Blade, International Journal of Small Craft Technology, 2004, Vol 145 Part B2, The Royal Institution of Naval Architects. [Leroyer et al, 08] Leroyer, A., Barré, S., Kobus, J.M. and Visonneau, M. Experimental and numerical investigations of the flow around an oar blade, Journal of Marine Science and Technology, 2008, 13:1–15. [Wellicome, 67] Wellicome, J.F. Some hydrodynamique aspects of rowing, Rowing, a scientific approach, J.G.P.Williams and Scott A.C. (Eds.) London:K and W, Ltd, 1967, 22-63.

Amélioration de l’évaluation des capacités de force maximale sur ergomètre

33

Amélioration de l’évaluation des capacités de force maximale sur ergomètre isocinétique

Mickaël Begon Université de Montréal, département de Kinésiologie 2100 Bd Édouard Montpetit, Montréal (Québec) H3C 3J7, Canada courriel : [email protected] Monique Jackson Sports Biomechanics and Motor Control Research Group, Loughborough University Ashby Road, Loughborough - Leicestershire LE11 3TU, United Kingdom

Résumé : La simulation de mouvements sportifs nécessite la connaissance des capacités maximales des athlètes pour obtenir des résultats réalistes. Une analyse cinématographique vient compléter la mesure du couple isométrique, concentrique et excentrique à vitesse constante sur un ergomètre isocinétique lors d’efforts maximaux afin de modéliser le couple articulaire maximal de l’épaule comme une fonction de la position et vitesse articulaire. Cette mesure évite certaines erreurs systématiques car la cinématique de l’épaule et du bras varie selon le type de contraction et n’est pas parfaitement linéaire à celle de l’ergomètre.

1. Introduction

Les modèles numériques de simulation sont de plus en plus utilisés pour

comprendre ou optimiser la performance sportive. La simulation de mouvements sportifs apporte des explications et une compréhension de la performance qu'il ne serait pas possible d'obtenir à partir de l'expérience. L'expérience n'est pas toujours réalisable pour des raisons éthiques, de coût ou simplement à cause du caractère biologique du mouvement humain. Les modèles numériques de simulation doivent être contraints pour générer autant que possible des mouvements humainement réalisables. C'est une des principales difficultés lorsque l'on s'intéresse à la performance sportive qui s'approche des limites physiologiques et mécaniques de la "machine" humaine. Ces contraintes portent sur les butées articulaires pour chaque degré de liberté et sur les capacités maximales de force. Si le modèle est de type musculaire alors il est pour l'heure impossible d'obtenir des paramètres individualisés pour chacun des muscles squelettiques. Le plus souvent ces

M. Begon, M. Jackson

34

paramètres sont issus de la littérature et corrigés. L'alternative est de définir un modèle articulaire où il est possible de personnaliser le couple articulaire maximal en fonction de la position et de la vitesse angulaire de l'articulation à partir de données mesurées sur un ergomètre isocinétique. Comme plusieurs muscles, agonistes et antagonistes, agissent sur une même articulation, le couple mesuré par l'ergomètre est la somme de plusieurs moments de forces musculaires. Ce type de modèle ne permet pas une analyse des coordinations musculaires, néanmoins il permet de simuler des mouvements personnalisés ce qui est souvent l'objectif dans la compréhension de la performance sportive.

Les mesures sur ergomètre isocinétiques sont devenues courantes avec un versant clinique très marqué pour la réadaptation ou la ré-athlétisation après blessure. Devenant un outil d'évaluation clinique voire d'entraînement, ces ergomètres ont connu une évolution en termes de (i) sécurité et (ii) de simplicité d'utilisation. La plupart des études portent sur le genou en flexion-extension et sur l'épaule en rotation médiolatérale en rapport avec des traumatismes de la coiffe des rotateurs. Des méthodes ont été développées sur des ergomètres isocinétiques où les modèles reprennent les relations force-longueur et force-vitesse en faisant l’hypothèse d’un muscle équivalent pour chaque action articulaire [Anderson, 07; Yeadon, 06]. Il n'y a pas encore de consensus sur les protocoles et les équations qui modélisent les relations force-longueur et force-vitesse. Le plus souvent la cinématique du segment est considérée linéaire à celle du bras de l’ergomètre soit en corrigeant l’angle par rapport à une position anatomique [Anderson, 07; Sheets et Hubbard, 08] soit en utilisant des mesures supplémentaires lors de contractions isométriques à divers angles [Yeadon, 06]. Le modèle proposé par l'équipe de Loughborough [Yeadon, 06] intègre également des caractéristiques physiologiques (e.g. force nulle pour la vitesse maximale, activation différentielle) afin d'extrapoler les résultats pour des vitesses de contraction qu'il n'est pas possible d'atteindre avec l'ergomètre. Ces travaux de modélisation se sont principalement focalisés sur les membres inférieurs. L’évaluation des caractéristiques de force de l’épaule peut poser des difficultés supplémentaires en raison du nombre de degrés de liberté. L’objectif de cette étude est d’apporter des recommandations spécifiques à cette articulation en complétant l’analyse isocinétique par des données cinématographiques. Les modèles de simulation pilotés par l'activation des couples articulaires ont été développés pour analyser et optimiser la performance de mouvements comme le drop-jump ou plusieurs mouvements gymniques notamment au saut de cheval et en barre fixe. Dans ces deux dernières disciplines l'épaule intervient largement dans la performance et doit être correctement évaluée.


35

2. Matériel et méthode Deux gymnastes élites de l’Université de Loughborough participent à cette

étude en réalisant sur un ergomètre isocinétique (Con-Trex MJ avec contrôleur à haute puissance, 512 Hz) 17 contractions isométriques distribuées entre -15 et 175º et deux séries en dynamique à des vitesses de 30, 60, 100, 200 et 280º/s sur des amplitudes de -20º à 90º et 70º à 175º. Deux séries de mesure en dynamiques avec des amplitudes articulaires différentes ont été nécessaires pour limiter la fatigue et repositionner le moteur de l’ergomètre par rapport au centre articulaire glénohuméral qui s’élève avec la flexion du bras. Les données de l’ergomètre sont synchronisées à celles d’un système d’analyse du mouvement (Vicon 8 caméras MX, 400 Hz). La cinématique articulaire est reconstruite par optimisation globale en utilisant deux chaînes cinématiques distinctes pour le gymnaste et l’ergomètre [Begon, 08]. Trois degrés de liberté sont définis au niveau de l’articulation sternoclaviculaire et trois pour l’articulation glénohumérale ; la liaison entre le moteur et le bras de l’ergomètre comporte un seul degré de liberté. La mesure cinématique lors des essais en isométrie permet de construire une courbe d’interpolation et ainsi comparer lors les essais en dynamiques trois cinématiques : celle de référence obtenue par l’analyse cinématographie, la cinématique interpolée et celle donnée par l’ergomètre obtenue par le capteur de position du moteur.

Seuls les résultats pour le mouvement de flexion pour un gymnaste sont présentés dans ce résumé. Les différences sont analysées selon le type de contraction et la vitesse du mouvement. Par la suite, les paramètres du modèle sont optimisés par un algorithme de recuit simulé en minimisant la distance par rapport aux données expérimentales. Trois modèles sont générés en considérant successivement la cinématique calculée par l’approche cinématographique, celle estimée par interpolation linéaire des essais en isométrie et les angles directement mesurés par l’ergomètre. Le modèle (Torque = f1 x f2 x f3) est constitué d’une double gaussienne pour la relation couple-angle et comprend divers paramètres pour les relations hyperboliques couple-vitesse et pour l’activation différentielle (les variables sont détaillés dans [Yeadon, 06]).

1. relation couple - position angulaire (q) :

2

2

2

112

2

1

1

expexp

−−

−−

+= c

bq

c

bq

aaf

2a. relation couple - vitesse angulaire [contraction concentrique : 0≥q& ] :

( )( )qqq

qqqf

c

c

q &&&

&&&

& +−=

≥ max

max

02


36

2b. relation couple - vitesse angulaire [contraction excentrique : 0<q& ] :

( )e

e

ee

q

Tqq

qTf +

−−=

< &&

&

&

1

02 ,

avec ( )

( )c

cee qq

qq

k

Tq

&&

&&&

+−=

max

max1 où k=4.3 pris du modèle théorique d’Huxley.

3. activation différentielle : ( )( )

−−+

−+=

rq

qq

aaaf

&

&& 1

minmaxmin3

exp1

3. Résultats

Les paramètres isométriques présentent de faibles différences, surtout marquées

autour de la position anatomique de référence. Les différences augmentent lors des essais isocinétiques où la technique d’interpolation montre des erreures moyennes de 5º qui sont systématiques selon le type de contraction. De par la mobilité du complexe articulaire de l’épaule, sa cinématique diffère lors des mouvements concentriques versus excentriques pour un même angle donné par l’ergomètre. Les données cinématiques obtenues directement par le capteur de position de l’ergomètre présentent en plus une erreur systématique sur la définition de la position anatomique de référence.

Tableau 1 : Paramètres du modèle selon la cinématique d’entrée

Cinématique VICON

cinématique interpolés

Cinématique de l’ergomètre

a1, b1, c1 86, 39, 57 86, 39, 57 99, 37, 73

a2, b2, c2 136, 183, 130 136, 183, 130 141, 207, 132

cqqT && ,, max0

1.7, 2000, 1176 1.7, 1485, 1410 1.7, 1676, 1495

amax, amin 0.66, 0.62 0.68, 0.63 0.68, 0.63

rqq && ,1 74, 12 71, 14 81, 16


37

Figure 1 : Exemple de surface du couple maximal

4. Discussion

La première constatation est que la relation couple-angle pour l’articulation de l’épaule ne peut pas être approchée par une fonction polynomiale d’ordre 2 ou autres courbes précédemment utilisées dans la littérature (fonctions trigonométriques ou gaussiennes). Le nombre de muscles entraîne un comportement plus complexe que nous avons modélisé par six paramètres. Le second constat est que l’activation maximale n’a pas été fixée à la valeur 1. En effet, des essais complémentaires à très faibles vitesses ont montré que la force maximale concentrique ou excentrique chutée par rapport à la force maximale isométrique et également qu’un délai est nécessaire pour atteindre cette valeur isométrique. Notre hypothèse, qu’il reste à vérifier, est que la complexité articulaire et la redondance musculaire augmentent le temps pour atteindre la configuration articulaire et les activations musculaires optimales à la production de la force maximale.

Les paramètres du modèle diffèrent selon la cinématique d’entrée (bras de l’ergomètre, angles interpolés et cinématique mesurée). Dans le cas où l’angle articulaire est mesuré à l’aide d’un goniomètre, une erreur systématique viendra s’ajouter. Il est en effet difficile de définir manuellement la même position de référence que celle choisie pour le modèle cinématique. Or ce sera cette dernière qui servira de référence lors de la simulation.

Outre l’erreur sur la cinématique articulaire et son effet sur les paramètres du modèle, la mesure de la cinématique va permettre d’améliorer le modèle, notamment en estimant la contribution des structures passives. Le protocole comporte une phase de correction de la gravité pendant laquelle l'ergomètre enregistre pour chaque degré la valeur du couple alors que le segment reste passif. Le couple mesuré correspond au moment du poids du bras de l’ergomètre, au poids du segment, frottements mécaniques et couple articulaire passif à l'approche des


38

amplitudes maximales. Dans le cas précis de l'épaule, le couple passif peut être largement modifié pour une même orientation du bras en changeant la position de la scapula. Des corrections seront nécessaires pour obtenir le modèle finale du couple articulaire personnalisé.

La conclusion de notre travail est que la cinématique du segment est importante à connaître afin de développer des modèles précis du couple articulaire maximum. 4. Références

[Anderson, 07] Anderson, D., Madigan, M., Nussbaum, M., Maximum voluntary joint torque as a function of joint angle and angular velocity: Model development and application to the lower limb. Journal of Biomechanics 40 (2007) 3105–3113. [Begon, 08] Begon M., Wieber P-B., Yeadon M., Kinematics estimation of straddled movements on high bar from a limited number of skin markers using a chain model. Journal of Biomechanics 41 (2008) 581-586. [Sheets et Hubbard, 08] Sheets A., Hubbard M., Evaluation of a subject-specific female gymnast model and simulation of an uneven parallel bar swing. Journal of Biomechanics 41 (2008) 3139–3144. [Yeadon, 06] Yeadon, M., King M., Wilson, C., Modelling the maximum voluntary joint torque/angular velocity relationship in human movement. Journal of Biomechanics 39 (2006) 476–482.

Synthèse dynamique des mouvements de systèmes multicorps

39


Guy Bessonnet Laboratoire de Mécanique des Solides, CNRS-UMR6610, Université de Poitiers, SP2MI, Bd. M. & P. Curie, BP 30179, 86962 Futuroscope Chasseneuil cedex, France courriel : [email protected] Résumé : La notion de synthèse dynamique du mouvement est précisée et le contenu du problème d’optimisation dynamique qui lui est associé est détaillé en considérant des mouvements de référence comme la marche et un exercice gymnique, le salto. Un mode opératoire pour le traitement numérique des problèmes posés est présenté. Il est centré sur la mise en œuvre d’une technique d’optimisation paramétrique.

1. Introduction

L’objectif de la synthèse dynamique est de concevoir des générateurs numériques de mouvements développés sur la base de modèles dynamiques des systèmes considérés. Les applications visées ont d’abord concerné les bras manipulateurs en robotique industrielle. Plus récemment, ce sont les bipèdes de type humanoïde qui ont retenu l’attention des chercheurs. L’animation de tels systèmes est complexe et extrêmement délicate à réaliser. Il y a nécessité de fournir au système de commande un principe générateur de ce mouvement apte à intégrer tous les facteurs qui en font sa spécificité. La synthèse dynamique apporte une réponse à cette exigence en assurant une maîtrise du mouvement en termes d’organisation cinématique, de coordination motrice et de détermination des efforts d’interaction avec l’environnement physique.

La transposition de cette approche de la dynamique des systèmes multicorps aux biosystèmes articulés se fait de façon naturelle dans la mesure où les modèles biométriques sont réductibles à des modèles mécaniques à nombre limité de degrés de liberté. Ainsi, la synthèse de la marche pour robots humanoïdes est immédiatement transposable à celle de la locomotion humaine. D’une manière générale, l’intérêt de la synthèse du mouvement humain est d’aboutir à une connaissance précise des coordinations motrices nécessaires pour exécuter des mouvements dont la dynamique est dominée par la pesanteur et par les inerties des

G. Bessonnet

40

corps segmentaires. La synthèse dynamique ouvre ainsi la voie à une simulation numérique rapide et peu coûteuse de la dynamique du mouvement humain. 2. Synthèse dynamique et analyse dynamique

Le sens accordé aux termes analyse et synthèse dans le domaine de l’étude de

la dynamique du mouvement doit être précisé. Rappelons d’abord que les variables fondamentales du mouvement obéissent, en l’absence de bouclage cinématique, à une équation de la dynamique que l’on peut présenter sous la forme :

, , , (1)

où et réunissent respectivement les paramètres de configuration et les efforts actionneurs qui impulsent et contrôlent le mouvement. En analyse dynamique, l’une ou l’autre de ces deux variables est donnée comme fonction du temps. Le problème consiste alors à déterminer la variable restante en résolvant l’équation (1). Il se pose ainsi les deux problèmes bien connus de l’analyse dynamique directe et de l’analyse dynamique inverse résumés sur les deux lignes suivantes :

- Dynamique directe : spécifié, calculer - Dynamique inverse : spécifié, calculer

La résolution du premier problème repose sur une intégration de l’équation différentielle (1). Le second problème requiert une simple résolution algébrique de (1). C’est cette dernière démarche qui s’applique en analyse du mouvement humain. En effet, dans ce cas, les couples actionneurs sont inaccessibles à la mesure alors qu’un enregistrement précis du mouvement permet d’en reconstruire la cinématique.

La synthèse dynamique ne nécessite pas d’incorporer au problème des grandeurs données définies au cours du temps. Elle consiste à engendrer un mouvement représenté par la double variables du temps , , en une seule opération, en faisant appel à une procédure d’optimisation.

Les figures 1 et 2 présentent un contenu comparatif des deux problématiques précédentes. Les données d’entrée concernant le mouvement sont des grandeurs réparties pour le cas de l’analyse dynamique inverse. En revanche, en synthèse dynamique, l’introduction de grandeurs mesurées n’est pas nécessaire, seules quelques grandeurs discrètes sont requises.


41

Figure 1. Contenu schématique d’un problème d’analyse dynamique

Les deux modes opératoires sont radicalement différents. Au simple traitement par dynamique inverse du problème d’analyse dynamique, se trouve substitué l’extraction d’une solution d’un problème sous-déterminé par une procédure d’optimisation.

Les variables de sorties ont en commun les efforts actionneurs. En synthèse dynamique, il s’y ajoute la cinématique du mouvement ainsi que les efforts d’interaction de contact.

Figure 2. Structure d’un problème de synthèse dynamique

3. Contenu du problème d’optimisation dynamique

Avant d’entrer dans le détail de ce contenu, mentionnons quelques mouvements qui ont particulièrement attiré l’attention des chercheurs en synthèse dynamique : la marche, la course, le saut, des mouvements acrobatiques divers. Il faut souligner que tous ces mouvements, qu’ils soient à caractère cyclique ou non, présentent des configurations à phases cinématiques et dynamiques multiples de types suivants :

Données discrètes - Constantes caractéristiques du mouvement

- Cinématique

- Efforts actionneurs

- Efforts de contact

Modèle dynamique + Contraintes

Optimisation

Entrées Modèle

Sortie Mode opératoire

Données réparties - Cinématique - Efforts de contact

- Efforts actionneurs articulaires

Modèle dynamique

Dynamique inverse

Entrées Modèle

Sortie Mode opératoire

G. Bessonnet

42

- Phase sans appui (mouvement aérien) - Phase en simple appui - Phase en multi-appui (indétermination des efforts de liaison) - Phase à liaison bilatérale (exercices aux agrès, pédalage, aviron…)

L’exécution d’un salto, par exemple, comporte les trois phases suivantes dont on peut considérer que la première et la troisième s’effectuent en appui simple :

Un second exemple particulièrement intéressant est celui de la marche. La

marche est un mouvement à caractère cyclique dont l’élément cinématique de base est le pas. Le pas se décompose en deux phases principales qui se dissocient elles-mêmes, lors d’allures normales, en deux sous-phases selon le schéma suivant :

Il en résulte le découpage du temps présenté sur la figure 3 avec ses trois

instants de transition caractéristiques de cette séquence de mouvement.

Figure 3. Séquence à quatre sous-phases d’un pas de marche

Il faut préciser que chacune de ces phases est caractérisée par une variante appropriée du modèle dynamique ainsi que par des contraintes qui lui sont propres.

3.1. Modèle dynamique

Le paramétrage du mouvement peut être méthodiquement réalisé en utilisant la construction de Denhavit-Hartenberg [Khalil and Dombre, 04]. Les paramètres regroupés dans un vecteur de configuration de dimension , sont définis sur un intervalle de temps d’une phase déterminée, ce qui se résume sous la forme :

, , 1, … , , … , T, (2)

! " # $

SA1 DA2 DA1 SA2

Simple appui Double appui

1 – Sous-phase pied à plat 2 – Sous-phase en appui sur l’avant-pied 3 – Pied avant en appui talon 4 – Pied avant à plat

Phase de simple appui

Phase de double appui Pas de marche

1 – Phase d’appel-détente 2 – Phase aérienne 3 – Phase de réception-stabilisation

Salto


43

Pour la suite, il convient de distinguer les paramètres de configuration internes - qui décrivent les mobilités articulaires - des paramètres qui représentent les degrés de liberté externes. En initialisant la construction de Denhavit-Hartenberg au niveau d’une liaison de contact non libérée, ou sur un corps de référence quelconque pour le cas d’un mouvement aérien, on obtient la représentation détaillée suivante de : , … , % , %&, … , , 0 ( ) ( 6, (3)

où les ) premiers sont des paramètres externes. Les paramètres de configuration ne sont pas indépendants en présence de

bouclages cinématiques tels qu’ils se réalisent par exemple durant la marche et le patinage (une boucle en phase bipodale) ou encore l’aviron et le pédalage. Ces bouclages se traduisent par l’introduction de + équations de contraintes regroupées dans la fonction , suivante définie sur un intervalle de temps tel que :

- , , 0 ./, + 0 (4)

Il faut aussi définir les variables d’actionnement. Ce sont les couples actionneurs articulaires attachés aux mobilités internes du modèle cinématique. Aux paramètres internes 1 sont ainsi associés 2 couples actionneurs 31 tels que 2 4 ) :

, 31, 5 ) 6 1, … , , 3%&, … , 37 (5)

Il est commode pour la suite d’introduire le vecteur de dimension suivant :

80, … ,0, 3%&, … , 397 : ;%7 , 77 (6)

dont les ) premières composantes associées aux externes sont nulles.

Deux types de modèles dynamiques apparaissent selon que la configuration cinématique est indépendante ou contrainte. Dans le premier cas, l’équation (1) de dimension se présente sous la forme :

, , , (7)

où la fonction du premier membre admet la structure :

, , : < 6 = , , (8)

dans laquelle M est la matrice de masse du système mécanique. Le vecteur N regroupe les termes d’inertie de Coriolis et centrifuges ainsi que les termes de

G. Bessonnet

44

gravité et d’éventuels couples dissipatifs. Lorsque la configuration est soumise à des contraintes de type (4), les équations de Lagrange prennent la forme :

, , , 6 >7 ? (9)

qui lie les trois variables fondamentales de , , ?. Dans (9), > @,@ . Le vecteur λλλλ des multiplicateurs de Lagrange représente les composantes

d’efforts de liaison à appliquer pour que les liaisons cinématiques décrites par (4) soient effectives.

En posant B7 , 277, B .%, 2 .C, il est utile pour la suite de dissocier les équations (7) et (9) sous la forme des deux équations suivantes dont la première est dépourvue de couples actionneurs :

DB, , 0 EF >7? , ( ) (10)

D2, , 3 6>7? , ) 0 ( (11) 3.2. Contraintes

Les contraintes à formuler sont des conditions d’admissibilité de la solution à construire, caractéristiques du mouvement à engendrer. De type égalité ou inégalité, il est commode de les regrouper en contraintes permanentes ou instantanées en vue de la mise en œuvre de techniques d’optimisation paramétrique.

3.2.1. Contraintes permanentes (ou contraintes réparties)

Il s’agit des conditions à satisfaire par les variables , λλλλ, et les dérivées ,

sur chaque intervalle de temps d’une phase déterminée du mouvement. En voici une classification :

- Contraintes de fermeture de boucle(s) cinématique(s)

, , 0 (12)

Ce sont les équations de liaison (4) introduites plus haut.

- Contraintes sur les efforts d’interaction externes.

Elles concernent les contacts unilatéraux tels qu’ils existent par exemple pendant la marche, la course et certains exercices gymniques. Ces contraintes spécifient :

- La localisation des centres d’appui sur les empreintes de contact - L’unilatéralité des contacts


45

- Le non glissement.

Ce sont des contraintes inégalités qui admettent une formulation à dépendance du type :

, PQ, , , , ? ( 0 (13)

- Contraintes de « boîte »

Il s’agit des contraintes d’encadrement des variables , et à satisfaire sur l’ensemble des phases du mouvement : , R ( ( RST , R ( ( RST, R ( ( RST,

que l’on retranscrit sous la forme générique :

, UP ( 0 ."P ( 0 ."P2 ( 0 ."C V (14)

- Contraintes complémentaires

Au cours d’un mouvement comme la marche, par exemple, il y a le risque que les jambes s’entrechoquent ou que le pied heurte le sol ou un obstacle à enjamber. Il est alors nécessaire d’introduire des conditions de non-collision interne et externe qui traduisent des restrictions géométriques formulées sur l’espace de configuration. Ce sont des contraintes inégalités du type :

, P+ ( 0 (15) 3.2.2. Contraintes instantanées (ou contraintes discrètes)

Ces contraintes définissent les conditions d’initialisation et de fin de

mouvement ainsi que les conditions de transition entre phases successives aux instants déterminés . Ce sont des contraintes de positionnement et de vitesse qui impliquent les variables d’état et . Les conditions de positionnement se résument à des relations du type :

W 0 .X, Y Z1, … , [\ (16)

En prenant comme exemple celui d’un pas de marche et en suivant le schéma de la figure 3 (avec K = 5 en (16)), une telle condition à l’instant qui marque le début de la phase de simple appui doit traduire le fait que le pied arrière est correctement positionné, et avec l’orientation qui convient. On retrouve des

G. Bessonnet

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conditions analogues aux instants de transitions concernant le positionnement de chaque pied (cf. [Seguin, 03], [Marot, 07]).

A un instant déterminé, il peut y avoir continuité des vitesses, ou non continuité s’il y a choc. Les conditions de continuité se déduisent de (16) par simple dérivation :

@WX@ 0 (17)

Une condition de ce type doit être introduite à l’instant initial du pas de marche pour exprimer que le pied s’échappe du sol à vitesse et vitesse de rotation nulles conformément aux contraintes (16). Des conditions analogues sont à formuler aux autres instants lorsque les reprises d’appui se produisent sans impact au sol.

S’il y a impact à , le saut de vitesses correspondant se traduit par une discontinuité du vecteur de configuration qqqq. Cette discontinuité s’obtient dans une équation de la dynamique du choc qui résulte d’une intégration de (9) sur la durée du choc, durée que l’on fait tendre vers zéro pour obtenir à la limite (voir [Chevallereau et al., 07]) :

< & 4 _ 8> 97 à (18)

écriture dans laquelle :

- MMMM est la matrice de masse telle qu’elle apparaît en (8).

- > @WX@ , est la jacobienne des équations de contraintes (16).

- à est le vecteur inconnu des percussions de liaison associé au multiplicateur λλλλ

- _ est le vecteur des vitesses à l’instant de la prise de contact et & est ce même vecteur après le choc considéré comme instantané à .

Il reste à introduire une caractérisation phénoménologique du choc. Pour les exemples comme la marche et le salto, c’est le modèle du choc sans restitution (choc plastique, sans rebond) qui convient, condition qui s’écrit :

> & 0 (19)

Le système d’équations (18) et (19) est linéaire en à et & et peut être résolu explicitement. Il en ressort la solution :

cà 4><_>7_> _ & _ 6 <_>7à

V (20)


47

qui exprime &, la vitesse après choc, en fonction de _, la vitesse avant choc. Lorsqu’il y a impact, le résultat (20) se substitue alors à la condition (17).

La marche humaine s’effectue généralement avec un léger impact du talon à la reprise d’appui. Cet impact peut être très appuyé lors de la course ainsi qu’à la réception au sol en sortie de salto.

3.3. Critères

Le critère à minimiser définit un principe d’action du système mécanique pour

le mouvement à engendrer. Deux critères de performance fondamentaux s’imposent naturellement. Le critère énergétique est celui qui est le plus spontanément invoqué dans la recherche d’interprétation de la performance motrice du mouvement humain. Le critère sthénique, ou critère de moindre effort, est le mieux adapté à la synthèse dynamique du mouvement. L’introduction d’un critère mixte sthénique-énergétique représente également un choix intéressant.

3.3.1. Critère énergétique

Ce critère est défini comme l’intégrale sur la durée du mouvement des puissances articulaires absolues délivrées par les actionneurs. Il en résulte la formulation :

d) e ∑ |3|h%& ijkjl (21)

En motricité humaine, minimiser l’énergie dépensée répond à la recherche d’une dépense métabolique minimale. En robotique humanoïde, cette recherche d’un moindre coût énergétique peut être motivée par l’obtention corrélative d’une plus grande autonomie de déplacement du robot.

Le Principe du Maximum de Pontryagin permet de montrer qu’il en résulte des couples actionneurs variant en tout-ou-rien (commandes « bang-off-bang », voir [Leboeuf et al., 06]). Il est donc indispensable de borner explicitement tous les 3. L’emploi de ce critère soulève des objections. D’une part, le mode d’actionnement qu’il implique est saccadé. D’autre part, les discontinuités des variables de commandes introduisent dans le problème d’optimisation à traiter des difficultés analytiques et numériques. Celles-ci peuvent toutefois être contournées par l’utilisation d’une technique d’optimisation paramétrique ([Muraro et al., 03], [Leboeuf et al., 06]). Il faut alors souligner qu’il en ressort une pseudo-solution de qualité plus ou moins dégradée.

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48

3.3.2. Critère sthénique

C’est un critère de moindre effort délivré formulé sous la forme de l’intégrale des efforts actionneurs quadratiques (m2 est une matrice diagonale de pondération) :

dQ " e 7m2ijk

jl (22)

Ce critère présente des avantages notables. Il réduit les pics de valeurs des 3 et en assure la continuité. Il en résulte une coordination motrice équilibrée sur l’ensemble des articulations, d’une part, et un problème régularisé, d’autre part. 3.3.3. Critère mixte sthénique-énergétique

Les deux critères précédents peuvent être associés pour chercher des solutions minimisantes d’une combinaison du type :

dR ndQ 6 1 4 nd), n o0,1p (23)

Ce critère mixte permet d’aller vers un critère quasi énergétique (n voisin de zéro) tout en conservant la régularité analytique du critère sthénique [Leboeuf et al., 06].

Notons pour la suite que les critères précédents admettent la forme générale :

d e q, , ijkjl , (24)

Le critère d’optimisation étant défini, le problème à traiter dans le cas le plus général se résume comme suit : construire un triplet de fonctions , , ? solution de l’équation (9), qui minimise le critère (24) et satisfait les contraintes (12)-(17) et (20). Ce problème d’optimisation dynamique est précisément un problème de commande optimale. Sa résolution peut être envisagée en faisant appel à divers modes opératoires parmi lesquels l’optimisation paramétrique tient une place privilégiée.

4. Mode opératoire

Le cadre théorique a priori idéal pour le traitement des problèmes d’optimisation dynamique est la théorie de la commande optimale avec son outil mathématique privilégié qu’est le Principe du Maximum de Pontryagin (PMP). Dans les cas simples, le principe du maximum énonce des conditions nécessaires d’optimalité qui conduisent à la transformation du problème d’optimisation en un problème différentiel avec conditions aux limites en deux points. Pour le traitement global de mouvements à phases multiples comme le salto ou le pas de marche tels


49

qu’ils sont décomposés dans le paragraphe 3, le problème se complexifie considérablement pour déboucher sur un problème différentiel à structure intriquée, mal conditionné, notamment par la présence de discontinuités des variables adjointes aux instants de transitions.

L’optimisation paramétrique est une alternative à l’emploi du PMP. Mais il faut alors se résoudre à construire des solutions approchées dites suboptimales. On trouvera dans [Hull, 97] et [Betts, 01] la présentation de techniques variées pour réaliser la transformation d’un problème de commande optimale en un problème d’optimisation paramétrique. L’approche générale est fondée sur une représentation du problème à traiter par un nombre fini de paramètres discrets avec élimination du temps. Plus précisément, on cherche à paramétrer les fonctions inconnues du temps qqqq, et éventuellement λλλλ. Selon le choix de la fonction ou des fonctions à paramétrer, il en résulte différentes techniques de transformation et de résolution du problème posé.

Pour la synthèse de la marche, Denk et Schmidt [Denk and Schmidt, 03] paramètrent simultanément les variables de configuration et les couples actionneurs 3. Les et les 3 sont alors injectés dans un critère énergétique de type (21). Cette technique implique que les équations du mouvement soient simplement traitées comme contraintes égalités. Une méthode plus couramment utilisée consiste à paramétrer les seuls et à leur associer les 3 calculés par dynamique inverse. Cette approche est compatible avec chacun des critères (21) à (23). En outre, elle permet de concentrer sur les la précision du paramétrage au moyen d’un nombre raisonnable de paramètres. D’autre part, les équations du mouvement sont alors absorbées par le critère par l’intermédiaire des 3, ce qui évite d’en faire un traitement imprécis comme simples contraintes égalités. Le traitement du problème peut alors s’effectuer selon les étapes suivantes. 4.1. Dynamique inverse

Il s’agit de l’opération qui permet de résoudre en , ou en et λλλλ, les équations (7) et (9. Il est possible de procéder selon les deux approches suivantes. 4.1.1. Calcul de et λλλλ par pseudo-inversion

Cette technique a été utilisée dans [Seguin, 03] et [Seguin and Bessonnet, 05]. Elle est aussi détaillée dans [Chevallereau et al ., 07]. Précisons d’abord que la solution de l’équation (7) s’écrit, avec les notations de (10) et (11) :

3 D2, , , ) 0 ( (25)

D1B, , 0, 5 ( ) (26)

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où D et D1 sont respectivement les i ième et j ième composantes de LLLL dans (7).

L’équation (9) est sous-déterminée en et λλλλ. On peut en extraire une solution par pseudo-inversion. En posant 8?9, cette équation devient :

(27) où :

La matrice AAAA est rectangulaire large (cas 2 6 + 0 ) et de rang plein. Cette équation admet ainsi une solution de norme minimale (au sens de la norme euclidienne dans ., et à chaque instant t fixé) de la forme :

8?9

&, , (28)

où & est la matrice pseudo-inverse à droite de :

& [Chevallereau et

al ., 07]. Elle admet la représentation : & 77_.

4.1.2. Calcul de par dynamique inverse avec paramétrage de λλλλ

Cette approche, développée dans [Marot, 07], consiste à étendre aux 1 un paramétrage initialement restreint aux . Les 1 apparaissent comme fonctions spécifiées du temps au même titre que les (et leurs dérivées premières et secondes). La solution de (9) est de la forme (25) et (26) mais avec une dépendance explicite en λλλλ :

3 D2, , , ?, ) 0 ( (29)

DB, , , ? 0, ( ) (30)

Notons que l’injection des 3 sous la forme (25) ou (29) dans l’un quelconque des critères considérés donne aux ) équations restantes (26) ou (30) le statut de contraintes égalités à satisfaire indépendamment des contraintes réparties déjà introduites.

Dans la représentation (28), l’injection des seuls 3 dans le critère choisi soulève la question du sort des 1. Dans [Seguin 03] les 1 sont traités comme variables de commande complémentaires des 3 en les injectant dans le critère (22) qui devient:

C&/

0%C d7/

CC


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dQ e 7m2 6 ?7ma?ijk

jl , (31)

où ? n’est non nul que sur les sous-intervalles de p, o sur lesquels la configuration qqqq est contrainte. L’avantage de cette dernière approche est de ne laisser aucune équation du mouvement à traiter comme contrainte égalité complémentaire. 4.2. Paramétrage des et ?

Dans son principe, le paramétrage des et 1 consiste à les représenter par des fonctions spécifiées du temps, définies par un nombre fini de paramètres discrets à déterminer, appelés paramètres de forme. En réunissant ces paramètres dans un vecteur pour et dans un vecteur 1 pour 1, on obtient la représentation formelle :

, (32)

1 11, (33)

Les nécessitent l’introduction de fonctions dérivables à l’ordre 2 par rapport au temps. Un choix fréquent est celui de fonctions polynomiales de degré élevé dont les coefficients jouent le rôle des [Muraro 03]). L’introduction de fonctions splines offre plus de souplesse d’emploi et permet une meilleure précision dans la représentation des fonctions approximées. La construction de ces fonctions repose sur un découpage du temps défini par des instants intermédiaires appelés nœuds ou instants de contrôle équirépartis sur la durée de chaque phase du mouvement.

Une fonction spline est généralement construite par concaténation de polynômes de degré réduit définis sur les sous-intervalles successifs du découpage introduit, les raccords aux nœuds devant être réalisés jusqu’à un certain ordre de dérivabilité. Le niveau de régularité minimum recherché est une dérivabilité à l’ordre 2 pour assurer la continuité des . On obtient de la sorte des splines de classe " construites avec des polynômes de degré 3, utilisées par exemple dans [Saidouni et Bessonnet, 03] pour engendrer des pas de marche sagittale. Ce niveau de régularité introduit des accélérations anguleuses aux nœuds, variations qui se répercutent sur les couples. Pour lisser les couples, il faut effectuer le raccordement des suraccélérations en concaténant des polynômes de degré 4 ce qui conduit à des splines de classe # ([Bessonnet et al., 05], [Leboeuf et al., 07], [Marot, 07]).

Il reste à définir les . Dans [Seguin et Bessonnet, 03], [Leboeuf et al., 07] et [Marot 07] ce sont les valeurs aux nœuds des ainsi que les valeurs des aux nœuds de transition entre phases qui constituent le vecteur , soit, sur une phase déterminée :

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, " , … , 1 , … , &#

, , ", … , 1, … , , &, & (34)

Les relations de raccordement des polynômes et les relations qui leur affectent les valeurs des composantes du vecteur font apparaître les paramètres 1 comme fonctions linéaires des coefficients des polynômes introduits. La résolution du système qui en résulte conduit à la représentation (32) recherchée ([Seguin, 03], [Marot, 07]).

Il est possible d’étendre le choix des variables d’ajustement aux à tous les nœuds :

, " , … , "&

, , … , 1, 1, … , &, &

On peut en attendre une meilleure sensitivité du critère aux variations des 1 et un meilleur ajustement des aux . Le degré des polynômes à concaténer doit alors être augmenté d’une unité pour disposer du nombre de coefficients qui convient. Cette extension du contenu des peut être poursuivie jusqu’à la prise en compte des accélérations 1 comme paramètres de forme supplémentaires (voir [Seguin, 03]).

Il reste à définir des conditions de raccordement aux instants de transition entre phases. L’absence de choc se traduit par la continuité des vitesses. Les splines représentatives des sont alors globalement de classe et de classe # sur chaque phase. S’il y a choc, seuls les sont à raccorder pour assurer la continuité des déplacements. Le choix des 1 doit alors être compatible avec (20).

Concernant les efforts 1, des splines de classe B, donc simplement continues sur chaque phase du mouvement, offrent un niveau de régularité suffisant. Elles peuvent être obtenues par concaténation de polynômes de degré 1[Marot, 07]. Les paramètres de forme sont les valeurs aux nœuds des 1. Le vecteur 1 de (33) prend alors la forme :

1 1 , "1 , … , "&1 : (1, 1", … , 1& (35)

Les 1 peuvent présenter des discontinuités aux instants de transition en lesquels il n’y a donc pas lieu de raccorder les splines, à définir ainsi séparément sur chaque phase. 4.3. Variables complémentaires

Comme dans [Seguin, 03] et [Marot, 07], les instants de transition entre phases et l’instant final peuvent être traités comme inconnues à optimiser pour assurer une


53

optimisation globale du mouvement. Un troisième groupe de paramètres représentatifs d’un mouvement à K phases successives se présente ainsi sous la forme (en se conformant à une indexation telle que celle de la figure 3) :

, … , , & 4 , 1 ( Y ( [ (36)

4.4. Conversion du problème d’optimisation

En assemblant les vecteurs et les vecteurs 1 en deux vecteurs X et Y, les représentations (32) et (33) deviennent globalement :

, (37)

? , (38)

Compte tenu de (37) et (38), la représentation (29) des 3 admet alors une formulation :

3 , , : D, , ,j, , ,j, , , (39)

Il faut éliminer le temps du problème initial sur la base de ces trois formulations. 4.4.1. Conversion du critère

Le lagrangien q du critère générique (24) peut admettre des variantes q sur chaque phase. Compte tenu de (37), (38) et (39), celles-ci se transforment en des fonctions q de XXXX, YYYY et t telles que (en désignant par le vecteur de composantes ) : q , , q, , ,j, , , ,

Compte tenu aussi de (36), le critère J est alors converti en la fonction F de XXXX, YYYY et ZZZZ :

d ¡, , : ∑ e q , , ijX¢£ jXh (40)

4.4.2. Conversion des contraintes

Les contraintes doivent être reformulées en fonction de XXXX, YYYY, ZZZZ et t compte tenu de (36)-(39). Notons qu’il y a deux types de contraintes égalités. Les contraintes discrètes (16), (17) et (20), indépendantes du temps courant, peuvent être réunies sous la forme :

P 0 .¤ (41)

Les contraintes (12) et les équations (26), (30) se réunissent en la contrainte vectorielle :

G. Bessonnet

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P), , 0 .% (42)

Les contraintes inégalités (13), (14) et (15) admettent le même type de dépendance que les précédentes :

P, , ( 0 .l (43)

Il faut maintenant éliminer le temps courant de (42) et (43). Il est possible de procéder selon les deux techniques suivantes.

- Discrétisation des contraintes

On cherche à satisfaire les contraintes aux seuls nœuds en lesquels les splines sont définies. En étendant un découpage du temps à l’ensemble des phases du mouvement et en indexant les nœuds de à , les contraintes réparties (42) et (43) sont à satisfaire sous la forme :

1 ( 5 ( ¥, cP) , , 1 0P , , 1 ( 0V (44)

où les instants 1 sont définis en fonction des variables réunies dans .

- Traitement des contraintes par pénalisation

Dans la représentation (44), les contraintes ne sont satisfaites qu’aux nœuds. Elles sont donc transgressées entre les nœuds. Il est possible de réduire ces transgressions en une transgression résiduelle mieux contrôlée et mieux répartie. Pour ce faire, on injecte les dépassements de contraintes sous forme quadratique dans le critère augmenté :

¡¦, , : ¡, ,

6§ ∑ e 8&, , 9jX¢£ jXh &, , i (45)

6§) ∑ e ), , jX¢£ jX h ), , i ,

écriture dans laquelle : &, , maxj©X 80, , , 9. Les coefficients § et §) sont des facteurs de pénalité à valeur fixée élevée de

manière à renforcer l’effet minimisant sur les termes factorisés qui, de ce fait, sont voués à prendre des valeurs résiduelles voisines de zéro. 4.4.3. Résolution du problème d’optimisation paramétrique

Les deux formulations du même problème, à contraintes discrétisées en (40), (41) et (44), ou pénalisé en (45) et (41), relèvent des mêmes techniques de


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résolution. Les algorithmes de type PQS (programmation quadratique successive, ou SQP : Sequential Quadratic Programming) se sont avérés efficaces pour traiter de tels problèmes d’optimisation que ce soit pour la synthèse de pas de marche sagittale [Seguin, 03] ou tridimensionnelle [Marot, 07], ou la synthèse de mouvements gymniques comme l’appui tendu renversé [Leboeuf et al., 06] ou la phase aérienne du salto [Leboeuf et al., 07]. Les librairies de calcul scientifique proposent des codes de calcul qui implémentent des algorithmes SQP. [Seguin et Bessonnet, 05]) et [Leboeuf et al., 07] font appel au code fmincon de la Matlab© Optimisation Toolbox, [Marot, 07] utilise la routine FSQP développée à l’Institute for System Research (Université du Maryland).

La technique générale de résolution repose sur un procédé itératif d’optimisation dont le point de départ est une solution d’initialisation. Un problème préliminaire à traiter consiste donc à déterminer des valeurs B, B, B de , , suffisamment proche de la solution recherchée pour être acceptée par l’algorithme utilisé. En fait, la robustesse numérique des algorithmes SQP permet l’utilisation de solutions préliminaires qui peuvent être construites au moyen d’interpolations simples des variables et 1 qui fournissent alors les données de B et B (voir [Seguin, 03] et [Marot, 07]). La détermination d’un vecteur B est élémentaire. 5. Conclusion

La synthèse dynamique peut trouver de larges champs d’application que ce soit

dans le domaine de la robotique humanoïde ou dans celui de la simulation de mouvements humains. Cette approche reste cependant peu développée. Elle ouvre de réelles perspectives de recherches pour en faire un outil opérationnel d’utilisation variée, simple et sure. En l’état des algorithmes et codes de calcul existants, la robustesse de la procédure d’optimisation pourrait être considérablement renforcée en développant des formulations exactes de tous les gradients requis. La qualité des solutions construites pourrait être améliorée par ailleurs en affinant leurs modèles paramétriques.

Il faut souligner que l’intérêt des techniques d’optimisation paramétrique réside dans leur robustesse numérique et leur souplesse d’emploi qui permettent de traiter des mouvements à phases multiples. Cet aspect du mouvement que l’on retrouve dans la marche, la course et de nombreux exercices gymniques est incontournable pour engendrer des mouvements globalement optimaux, c’est-à-dire qui tiennent compte de l’interdépendance dynamique de l’ensemble des phases.

G. Bessonnet

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Références

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[Betts, 01] Betts J. T., Practical Methods for Optimal Control Using Nonlinear Programming, SIAM.

[Chevallereau et al., 07] Chevallereau C., Bessonnet G., Abba G. et Aoustin Y., Les robots marcheurs bipèdes – modélisation, conception, synthèse de la marche, commande, Hermès, Paris.

[Denk and Schmidt, 03] Denk J. and Schmidt G., Synthesis of Walking Primitive Databases for Bipeds in 3D-Environments, Proc. IEEE Int. Conf. on Robotics and Automation 1343-1349.

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[Leboeuf et al., 06] Leboeuf F., Bessonnet G., Seguin P. and Lacouture P., Energetic Versus Sthenic Optimality Criteria for Gymnastic Movement Synthesis, Multibody Systems Dynamics 16, 213-236.

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[Marot, 07] Marot J., Contribution à la synthèse dynamique optimale de la marche, thèse de doctorat de l’Université de Poitiers, France.

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[Seguin, 03] Seguin, P., Développement d’une technique d’optimisation paramétrique pour la synthèse de mouvements à dynamique régulière – Application à la marche, thèse de doctorat de l’Université de Poitiers.

[Seguin and Bessonnet, 05] Seguin P. and Bessonnet G., Generating Optimal Walking Cycles Using Spline-Based State-Parameterization, International Journal of Humanoid Robotics 2, 47-80.

Biomimétisme

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Biomimétisme : génération de trajectoires pour la robotique humanoïde à partir de captures de mouvements humains Luc Boutin, Antoine Eon, Saïd Zeghloul, et Patrick Lacouture Laboratoire de Mécanique des Solides, CNRS-UMR6610, Université de Poitiers, SP2MI, Bd. M. & P. Curie, BP 30179, 86962 Futuroscope Chasseneuil cedex, France courriel : [email protected] Résumé : Le travail présenté concerne une méthode permettant aux robots humanoïdes d'imiter un mouvement de marche humaine enregistré par un système de "Motion Capture". Le processus est applicable à l'ensemble des humanoïdes. La méthode est valable quelques soient les longueurs et les répartitions de masses des robots. Elle permet de générer des allures proches de celles du sujet humain tout en assurant la stabilité du robot et des contacts réalisables au niveau du sol. Une application sur le robot humanoïde HRP-2 est présentée.

1. Introduction

Depuis quelques années le nombre de robots anthropomorphes augmentent rapidement, la génération de trajectoires pour ces plateformes de recherche devient ainsi un sujet de recherche d'un fort intérêt. Des méthodes robustes de génération de trajectoires de marche ont été développées permettant de faire évoluer les robots humanoïdes dans un environnement donné avec des démarches dynamiques. Pour notre part, nous présentons une méthode qui permet non seulement de générer des allures de marche dynamiquement stables, mais surtout d'imiter une allure de marche humaine. La procédure de transposition développée s'appuie sur l'expérience de trois domaines de recherche: La communauté de la biomécanique humaine, l'animation de personnages virtuels [Gleicher 98] et enfin la robotique humanoïde [Naka and al., 90]. Tout d'abord la procédure de capture du mouvement humain en trois dimensions sera présentée avec quelques résultats. Ensuite la méthode de transposition sera décrite, celle-ci permet de créer les trajectoires imitant le mouvement humain. Finalement l'application sur le robot HRP-2 (AIST, Kawada Industries, Inc®) sera développée. La stabilité du mouvement est validée par l'utilisation du logiciel de simulation OPENHRP.

L. Boutin, A. Eon, S. Zeghloul, P. Lacouture

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2. Capture du mouvement

Trente sept marqueurs réfléchissants (Figure. 1) sont placés directement sur la peau du sujet qui réalise la marche à imiter. Le nombre de segments articulés considérés dans cette étude est de quinze. La tête et les mains sont associées respectivement au mouvement du thorax et des avant-bras. Après la détermination de l'orientation et de la position des segments ainsi que des angles intersegmentaires, la détection des contacts pieds/sol doit être réalisée.

Figure 1: Set de marqueurs cinématiques et statiques (entourés) | Modèle segmentaire

humain

En effet pour générer le mouvement de locomotion pour le robot, il est nécessaire de définir une succession, au cours du temps, de phases de simple appui pied droit ou pied gauche et de phases de double appui. Le robot respectera, si possible, les proportions entre ces différentes phases. Un nouvel algorithme de détection de contact appelé High Pass Algorithm (HPA) [Desailly and al. 2008] a été étendu spécialement pour cette étude. Cet algorithme a été développé pour l'identification des évènements de contact pieds/sol pour des marches en ligne droite, il est désormais étendu pour des allures de marches non rectilignes. La méthode standard de détermination est décrite par Desailly and al., la principale modification est l'utilisation de la norme du déplacement horizontal et transversal et non simplement le déplacement suivant l'axe de marche. 3. Transposition au robot 3.1. Principe et définition de la trajectoire des pieds

La méthode de transposition proposée permet de modifier les trajectoires des

angles articulaires humains pour que le mouvement soit acceptable par le robot.

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Trois contraintes principales sont à respecter. La première est le contrôle de la trajectoire des pieds pour que ceux-ci répondent au critère de non pénétration avec le sol. Ensuite l'équilibre du robot doit être respecté à tout instant du mouvement. Et enfin, l'auto-collision, ainsi que les butées articulaires sont aussi des contraintes à respecter. La procédure de transposition débute tout d'abord par la détermination des coordonnées articulaires humaines ainsi que des instants de contact et de décollage des pieds. On commande virtuellement le robot grâce à ces angles non corrigés (on les contraint tout de même à ne pas dépasser les butées articulaires). Il en résulte une trajectoire du robot complet dans le repère terrestre. C'est cette trajectoire qui permet de générer des trajectoires de référence des pieds et du CoP compatible avec les contraintes de contact au sol et de stabilité. Si le robot est plus petit que le sujet humain alors automatiquement avec cette procédure la taille des pas sera adaptée à sa morphologie. La fréquence de marche est a priori conservée (si elle n'est pas trop élevée).

La trajectoire des pieds est définie par sept phases (Figure. 2). t1 : Le talon gauche touche le sol ; t1-t2 : le pied gauche tourne autour de son talon ; t2-t3 : les deux pieds restent à plat ; t3-t4 : le pied droit tourne autour de son orteil ; t4 : décollage du pied droit, début du simple appui ; t5 : altitude maximum du talon ; t6 : altitude maximum des orteils ; t7 : contact du talon du pied droit

Figure 2: Exemple de trajectoires de référence des pieds du robot pendant un pas de

marche Entre les différents instants ti, les trajectoires sont définies avec des polynômes

d'ordre 6 pour assurer la continuité des positions, vitesses et accélérations. La position désirée des différents points est définie grâce aux postures décrites précédemment ainsi que grâce à l'orientation des pieds du sujet humain par rapport au repère terrestre. Les trajectoires obtenues peuvent être comparées à celles du sujet (Figure. 3&4). Pour celui-ci uniquement la position de trois marqueurs sont représentés tandis que pour le robot, les quatre points extrêmes des pieds sont contrôlés. Concernant les altitudes (Figure. 3), les trajectoires des talons sont bien reproduites tandis que celles des orteils semblent plus difficiles à reproduire. Il faudrait extraire plus de paramètres pendant les phases de simple appui. La trace des pas sur le sol (Figure. 4), semble être bien reproduite tout en s'adaptant aux dimensions du robot. En effet, le sujet mesurant 1m80 tandis qu'HRP-2 seulement 1m54, les dimensions des pas sont bien sûr diminués. La position de départ est différente puisque l'on impose au robot de partir avec les deux pieds parallèles (position zéro).


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Figure 3 : Altitudes des orteils et du talon du robot (a) et du sujet humain (b)

Figure 4 : Trajectoires des pieds et du CoM du sujet humain et du robot

3.2. Equilibre du robot

Pour assurer l'équilibre du robot la trajectoire du CoP est contrôlée. Le CoP doit rester pour chaque pas de temps dans le polygone de sustentation définit par l'enveloppe des contacts au sol (un ou deux pieds). Pendant les phases de simple appui on impose au CoP de rester dans la semelle en contact avec le sol. Pendant ces phases, soit il progresse le long de la semelle comme constatée chez l'humain soit il reste immobile. Pour HRP-2, il restera immobile pendant les phases de simple appui (Figure. 4). En effet, après de nombreux essais sous le logiciel de simulation OPENHRP (General robotics, Inc®), il apparaît que le robot est beaucoup plus stable avec cette contrainte. Pendant les phases de double appui, le CoP progresse en ligne droite d'un pied d'appui à l'autre. Les deux composantes de

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la trajectoire du CoP débutent chaque phase de simple et double appui avec une vitesse et une accélération nulles. Comme pour les trajectoires des pieds des polynômes d'ordre 6 sont utilisés. On générera des allures quasistatiques (CoM confondus avec le CoP) ou des allures dynamiques (modèle du pendule inversé). Le critère de non-glissement est vérifié a posteriori. 3.3. Optimisation

Pour respecter les contraintes d'équilibre et de position des pieds un algorithme d'optimisation est utilisé à chaque pas de temps du mouvement. La méthode amortie des moindres carrés [Wampler and al., 1986] appelée également la méthode Levenberg-Marquardt a été choisie pour sa rapidité et sa robustesse. Pour que les butées articulaires du robot soient respectées un deuxième terme est ajouté à l'équation classique de la cinématique inverse [Liegeois 1977]. A part au premier pas de temps, la procédure d'optimisation commence par la posture calculée au pas précédent et progresse vers la nouvelle posture. Seulement les douze coordonnées articulaires du système locomoteur sont modifiées par cette optimisation. La partie haute du robot suit les trajectoires articulaires humaines tout en respectant les butées et le critère d'auto-collision. Comme le modèle géométrique, la matrice jacobienne est calculée de façon littérale, par contre la pseudo inverse pondérée est calculée numériquement à chaque pas de temps. La procédure itérative est arrêtée quand la posture respecte suffisamment sa tâche. Pour notre application nous utilisons une précision de 5.10-5m. Cette valeur semble acceptable vis-à-vis des résultats de simulation sur le logiciel OPENHRP. 4. Un exemple d’application au robot HRP-2

Le mouvement humain obtenu par les marqueurs a été transposé pour le robot humanoïde HRP-2. Le système locomoteur de celui-ci est composé de douze actionneurs, trois par hanche, un par genou et deux par cheville. Pour l'application seulement dix actionneurs sur dix huit sont utilisés pour la partie haute : les degrés de liberté au niveau des poignées, des mains et du cou ne sont pas sollicités. Au total, vingt deux coordonnées articulaires sont générées par le programme de transposition.


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Figure 5: Mouvement complet obtenu avec le robot HRP-2 après l'application de la

procédure de transposition

Les dimensions caractéristiques du robot sont bien différentes du sujet humain ainsi que la masse. L'allure du mouvement transposé est représentée (Figure. 5). De plus, la Figure 4 présente la trace des pas sur le sol du robot pour cette application. La stabilité du robot a été validée sous le logiciel OPENHRP. L'allure de marche est originale car durant les phases de double appui le robot utilise les arêtes avant et arrière de ses pieds comme support. De plus elle reproduit non seulement les traces de pas au sol mais aussi les orientations des pieds à plusieurs instants du mouvement. Le robot reproduit une marche en ligne droite puis un virage de plus de 90°. 4. Conclusion

L'approche développée dans cet article a pour objectif de définir un protocole robuste et efficace de transposition d'allure de marche humaine pour les robots humanoïdes. A partir du mouvement humain capturé les trajectoires de référence des pieds et du CoP du robot sont générées ainsi que l'orientation du bassin. Un algorithme de cinématique inverse permet de déterminer les variables articulaires correspondant aux contraintes imposées. Cette méthode sera bientôt utilisée pour d'autres robots humanoïdes de plus petites tailles. 5. Références [Gleicher 98] Gleicher M. Retargetting motion to new characters. In Proceedings of the ACM SIGGRAPH Conference on Computer Graphics, pages 33–42, 1998. [Nakaoka and al., 2007] Nakaoka S., Nakazawa A., Kanehiro F., Kaneko K.,MorisawaM., Hirukawa H., and Ikeuchi K. Learning from observation paradigm : Leg task models for enabling a biped humanoid robot to imitate human dances. International Journal of Robotics Research, 26(8), 829–844, 2007.

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[Desailly and al., 2009] Desailly E., Daniel Y., Sardain P., and Lacouture P. Foot contact event detection using kinematic data in cerebral palsy children and normal adults gait. Gait and Posture, 29(1), 76–80, 2009. [Kajita and al., 2003] Kajita S., Kanehiro F., Kaneko K., Fujiwara K., Harada K., Yokoi K., and Hirukawa H. Biped walking pattern generation by using preview control of zero-moment point. In Proc. IEEE International Conference on Robotics and Automation ICRA ’03, volume 2, pages 1620–1626 vol.2, 2003. [Wampler 1986] Wampler C. W. Manipulator inverse kinematic solutions based on vector formulations and damped leastsquares methods. 16(1), 93–101, 1986. [Liegeois 1977] Liegeois A. Automatic supervisory control of the configuration and behavior of multibody mechanisms. 7(12), 868–871, 1977. Remerciements Ce projet a bénéficié d’un soutien financier dans le cadre du Contrat de Projet État Région 2007-2013 Axe B "Savoir, Images, Société" .


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Rôle de la vision dans la production et le maintien de la position verticale inversée en milieu aquatique Lou Counil, Yves Kerlirzin et Gilles Dietrich ECI-LAMA Université Paris Descartes 1 rue Lacretelle 75015 Paris courriel : [email protected] Résumé : Afin de stabiliser la posture, le système nerveux central utilise différentes informations sensorielles, et notamment la vision. Le but de cette étude est de déterminer si les sujets dits « indépendants à l’égard du champ visuel » présentent plus de facilités pour se placer à la verticale que les sujets « dépendants à l’égard du champ visuel ». Nous avons choisi pour cette étude de travailler sur la construction de la verticale inversée en milieu aquatique. Les résultats de cette étude ne montrent pas de différences significatives en faveur d’une meilleure construction de la verticale inversée pour les sujets dits « indépendants ». Cependant, une tendance a été observée chez ces derniers à produire des verticales inversées plus proches de la verticale gravitaire que les sujets dits « dépendants ».

1. Introduction

L’homme construit sa station debout grâce aux informations fournies par les différentes modalités sensorielles. Quels que soient la posture adoptée ou le mouvement réalisé, l’ensemble des informations recueillies par les divers récepteurs articulaires, musculaires, proprioceptifs, visuels et vestibulaires va converger vers les centres nerveux supérieurs. Le cerveau ne traite pas de façon séparée les informations issues de ses différents capteurs, mais possède au contraire la capacité de fusionner ce flux informationnel en un tout cohérent pour le sujet.

L'existence de plusieurs sources d'informations permet en cas de perturbation de la source principale d'obtenir des informations de la part des autres sources. Cela peut créer au niveau des centres supérieurs une redondance des informations favorisant l'adaptation permanente du sujet. Cette redondance permet en outre au sujet de favoriser à un moment donné, en fonction des conditions dans lesquelles il se trouve, un type particulier d’information (d'afférences sensorielles) plutôt qu’un autre. En cas de déficience ou d'absence des informations visuelles, grâce à ce

L. Counil, Y. Kerlirzin, G. Dietrich

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principe d’abondance [Latash, 2000] et à la diversité des sources informationnelles (redondance), le sujet va pouvoir vicarier, i.e. substituer un système sensoriel à un autre avec la même efficacité [Reuchlin, 1978].

Selon certains auteurs, nous nous construirions une verticale subjective, un vecteur "idiotropique" [Mittelstaedt, 1983] ou axe longitudinal corporel prenant en compte l'estimation de la verticale gravitaire du lieu et l'orientation du corps par rapport à cette verticale. C'est une ligne imaginaire qui s'étend du dessous des pieds jusqu'au dessus de la tête. Il constitue un référentiel très important. En effet en cas de diminution ou de disparition de certaines informations, c'est lui qui prend le relais.

Nous formulons l'hypothèse que la tâche demandée aux sujets nécessite pour certains le recours à ce modèle interne de soi en action. Le sujet se trouve en effet en situation de verticale inversée dans un milieu à la gravité modifiée et perturbant certaines informations sensorielles (visuelles).

Cette étude porte sur le rôle des informations visuelles dans la construction de la posture. La détermination de la dépendance au champ visuel est un indice permettant d’évaluer la prépondérance de la vision par rapport aux autres sens (vision, audition, proprioception, toucher) dans le maintien et la construction de la posture. Plusieurs tests permettent de déterminer la dépendance ou l’indépendance d'un sujet aux informations provenant du champ visuel.

Le plus valide et le plus largement utilisé est le test du cadre et du bâton ou rod and frame test (RFT) [Witkin & Asch, 1949]. Le sujet est assis, le corps droit, la tête immobilisée à l'intérieur d'un cylindre translucide d'une longueur de 1 mètre. Ce dispositif supprime les informations visuelles du champ sans avoir besoin de placer le sujet dans une salle obscure. A l’extrémité du cylindre est disposé un carré noir placé sur un fond blanc au milieu duquel se situe une baguette. Pour cette épreuve il est demandé au sujet d'ajuster une barre à la verticale à l'intérieur de ce tunnel incliné de 18° par rapport à la verticale. Les sujets dits dépendants à l'égard du champ ont tendance à être influencés par l’inclinaison des côtés du carré et ne parviennent pas à ajuster la barre à la verticale, les sujets les plus indépendants positionnant la baguette au degré près. Cette dépendance-indépendance à l'égard du champ définit chez le sujet un style cognitif basé sur ses activités perceptives.

Il s'agit pour nous de déterminer le rôle plus particulier (voire prépondérant) d'une modalité sensorielle. Cette expérimentation se déroule en milieu aquatique. Ce milieu pose un certain nombre de questions dans la mesure où il propose au sujet de construire une habileté motrice en gravité modifiée.

Les conditions d'immersion rendent difficile l'estimation de la gravité. C'est ce que montrent les travaux de Nelson [Nelson, 1967], suggérant que les sujets immergés sont incapables de percevoir une direction donnée. Par ailleurs, ce milieu perturbe les conditions de vision. L’œil humain n’a pas été conçu pour la

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vie amphibie et l'être humain ne dispose donc pas d'une vision nette sous l’eau. Son adaptation sera dès lors essentiellement de nature comportementale. La vision directe dans l’eau est très mauvaise, l’immersion de la cornée ayant pour effet d’annuler son pouvoir de convergence lié à sa convexité, car les indices de réfraction de l’eau et du tissu cornéen sont très proches (1,33). L’image se forme alors en arrière de la rétine et parvient au cortex complètement trouble. Le port des lunettes de piscine résout les problèmes de netteté de l’image mais pas ceux de distorsion optique du aux différences de réfringence entre le milieu aquatique, la lunette et le milieu aérien.

Les contraintes s'exerçant sur le sujet lors de la production d'une position verticale inversée en milieu aquatique posent directement la question de l'influence du style sur la construction de la posture. Dans ce cadre particulier et inhabituel, nous formulons l'hypothèse que les sujets indépendants aux informations provenant de l'environnement visuel présentent plus de facilités à se placer et à maintenir une position verticale la plus proche possible de la verticale gravitaire.

Dans le cas ou la population choisie serait constituée uniquement de sujets indépendants, nous pourrons alors nous demander si ces résultats correspondent à une adaptation du système sensoriel (qui pourrait compenser la perturbation des conditions de vision et prendre en considération uniquement des informations vestibulaires) ou si, de par ses exigences, le haut-niveau sélectionne de fait des sujets indépendants à l'environnement visuel.

L'expérimentation a consisté à enregistrer le maintien de la position verticale inversée par des nageuses de natation synchronisée. La dépendance/indépendance à l'égard du champ visuel a été préalablement mesurée grâce au Rod and Frame test (RFT).

2. Méthode 2.1 Sujets et consignes

Pour cette étude, le choix des sujets s'est porté vers des athlètes pratiquant la

natation synchronisée. Cette discipline sportive nécessite la réalisation de positions de base comprenant notamment la position verticale inversée. Cette posture a été définie par la FINA (Fédération Internationale de Natation Amateur) comme le positionnement du corps en extension, perpendiculaire à la surface, jambes jointes, tête en bas. La tête, les hanches et les chevilles doivent être alignées.

Afin de capturer des données reflétant l’organisation posturale de la nageuse lors de la production d’une verticale inversée, il est tout à fait impératif de solliciter des sujets capables de maintenir un alignement tête/ hanche/ cheville (angle = 180°).


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8 nageuses de natation synchronisée évoluant à un niveau national ont participé volontairement à cette expérience. Elles mesurent en moyenne 1,64 m (écart-type [ET] = 7,63) et pèsent 52,1 kg (ET = 8,06). La moyenne d'âge des sujets est de 15 ans (ET = 1,45), avec 7,3 années d'expérience (ET = 2,03).

2.2 Protocole expérimental

Un RFT de type RFT-Oltman [Oltman, 1968] a été utilisé pour mesurer le

degré de dépendance/indépendance des sujets, nageuses à l'égard du champ visuel. Les nageuses ont ensuite été filmées à l’aide d’une caméra de type industriel

(Prosillica IIDC 1394. Digital caméra). Il s'agit d'un système vidéo infrarouge en 2 dimensions qui enregistre les données grâce à des marqueurs sphériques placés sur les sujets. Afin d'illuminer les marqueurs, un projecteur infrarouge est placé dans l'axe de la caméra afin de réfléchir de manière plus importante les marqueurs et ainsi de mieux les identifier lors du traitement.

La verticale est enregistrée de profil par rapport à la caméra de façon à mesurer l'inclinaison antéro-postérieure de la nageuse. Les 2 marqueurs sont placés sur le côté gauche de la nageuse. Le premier marqueur est situé au niveau de la malléole externe de la cheville et le second au niveau de la tête du péroné.

Figure 1 : Schéma descriptif du protocole expérimental

Quatre conditions expérimentales étaient proposées aux sujets : i) avec lunettes

(VAL) (situation de référence) ii) sans lunettes/ yeux ouverts (VSL) iii) sans lunettes/ yeux fermés (VYF) iv) avec lunettes opaques (VALO).

Chaque condition proposée comportait 7 essais, chaque posture devant être maintenue 10 secondes au minimum.

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2.3 Traitement statistique Une analyse de variance (ANOVA) à mesures répétées, ainsi qu’un t de Student

ont été utilisés. Le niveau de significativité choisi était de 0.05 pour tous les tests statistiques. Nous avons mené ces études statistiques à l'aide du logiciel Statistica®.

3. Résultats Les résultats du RFT nous permettent de calculer l'effet cadre pour chaque sujet

et de répartir les sujets en 2 populations : les sujets dits « dépendants à l'égard du champ visuel » et les sujets dits « indépendants ».

Nous avons utilisé pour cette étude la méthode de la médiane. La valeur médiane de tous nos résultats obtenus est de -3,88. Cette valeur seuil nous permet de classer les sujets dans 2 catégories : 4 d'entre eux sont considérés comme dépendants avec une moyenne de -6,13 (ET = 1,3), les 4 autres sujets étant considérés comme indépendants avec une moyenne de -1,19 (ET = 1,51).

Figure 2 : Comparaison des valeurs d'angle des différentes conditions de vision

La figure 2 propose une comparaison des moyennes des différentes conditions

de vision quel que soit le style cognitif du sujet. Les résultats nous montrent que c'est en condition de vision avec lunettes (VAL) que les sujets présentent le plus de facilité pour construire une verticale proche de la verticale gravitaire.


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A contrario, c'est en condition de vision avec lunettes opaques (VALO) que les nageuses ont montré le plus de difficultés à se placer à la verticale. Cette remarque est valable à un degré moindre pour les 2 autres conditions, à savoir les yeux fermés (VYF) et sans lunettes (VSL).

Figure 3 : Comparaison des résultats des verticales entre les sujets dépendants et

indépendants. La figure 3 propose une comparaison des résultats des verticales entre les sujets

dépendants et indépendants. Bien que ces résultats (qui reprennent toutes les conditions de vision - VAL, VALO, VSL, VYF) montrent encore une fois une tendance des sujets indépendants à construire une verticale la plus proche possible de la verticale gravitaire, ils ne laissent pas apparaître de différences significatives.

Les résultats ne font pas apparaître de différences significatives entre les 2 populations quelle que soit la condition de vision. Ils montrent globalement une dispersion marquée et plus importante des sujets indépendants.

4. Discussion Les résultats ne montrent pas de différences significatives nous permettant

d’affirmer que les sujets indépendants au champ visuel construisent une posture inversée plus proche de la verticale gravitaire. Seule une tendance pourra être observée. Cette non significativité des résultats peut peut-être s’expliquer par le nombre peu important de sujets.

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Cette étude nous amène à nous questionner sur la manière dont le cerveau utilise les informations sensorielles. Les informations visuelles semblent être déterminantes pour se placer et maintenir une verticale inversée. Il est possible que les individus dépendants soient trompés par les informations visuelles qui sont modifiées en milieu aquatique, les sujets indépendants confrontant ces informations visuelles aux informations proprioceptives et vestibulaires.

5. Références [Latash, 2000] Latash, M. L., There is No Motor Redundancy in Human

Movements. There is Motor Abundance, Motor Control, 4, 259-261. [Mittelstaedt, 1983] Mittelstaedt, H., A new solution to the problem of the

subjective vertical, Naturwissenschaften, 70, 272-281. [Nelson, 1967] Nelson, J. G.., The effect of water immersion and body position

upon perception of the gravitational vertical, NADC-MR Reports, 18, 1-17. [Oltman, 1968] Oltman, P., A portable rod and frame appartus, Perceptual and

Motor Skills, 26, 503-506. [Reuchlin, 1978] Reuchlin, M., Processus vicariants et différences

interindividuelles, Journal de Psychologie, 2, 133-145. [Witkin, 1949] Witkin, H. A., Perception of body position and of the position

of the visual field, Psychological monographs: General and Applied, 63, 1-46.


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Evaluation et suivi d’entraînement en ski de fond sur ergomètre

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Evaluation et suivi d’entraînement en ski de fond sur ergomètre Arnaud Decatoire, Rodolphe Brichet Centre d’Analyse d’Images et Performance Sportive Château de Boivre, 86580 Vouneuil-sous-Biard courriel : [email protected] Patrick Lacouture Laboratoire de Mécanique des Solides, CNRS-UMR6610, Université de Poitiers, SP2MI, Bd. M. & P. Curie, BP 30179, 86962 Futuroscope Chasseneuil cedex, France Résumé : Le suivi d’athlètes dans des conditions proches de leur activité de compétition nécessite la mise au point d’ergomètres reproduisant le plus précisément possible leurs gestuelles. L’analyse cinématographique 3D s’avère donc incontournable pour concevoir de telles machines. Leur instrumentation permet une analyse objective de l’évolution des performances physiques réalisées par les sportifs, à condition de se limiter à une interprétation scientifique rigoureuse des paramètres mécaniques mesurés. Cet article présente la démarche adoptée pour la conception d’un ergomètre d’entraînement en ski de fond. 1. Introduction

Depuis de nombreuses décennies, les athlètes s’entraînent sur des appareils de

musculation générale, donc non spécifiques, afin d’augmenter leurs capacités musculaires. Ces équipements restent limités quant à la correspondance de la gestuelle propre à chacune des disciplines sportives. Les cadres techniques des fédérations sportives ont besoin d’outils innovants et performants assortis de conseils scientifiques pour leur utilisation afin de faire évoluer les méthodes d’entraînement.

Concernant le ski de fond, des études ont précisé le rôle des membres supérieurs dans la propulsion en ski de fond (Smith, 1995 ; Ruby, 1995 ; Gaskill, 1999, Millet, 2001, Coulmy, 2000, Downing et al. 2003, Nesser et al. 2004, Downing et al. 2003, Nilson et al. 2004) en démontrant la part primordiale des capacités de force et d’endurance de ces mêmes segments sur la performance

A. Decatoire, R. Brichet, P. Lacouture

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finale. Des études plus récentes (Osteras, 2002, Downing et al. 2003, Nesser et al. 2004) confirment ces travaux antérieurs en montrant que les capacités de force et d’endurance du haut du corps constituaient des facteurs principaux de la performance et permettent une forte prévision de la performance en ski de fond.

En ski alpin, il existe peu d’études faisant mention des conséquences de la force développée par le haut du corps. La fédération Française de Ski a effectué durant ces 3 dernières années une analyse statistique systématique des temps intermédiaires au cours des courses de coupe du monde de descente. Il apparaît que la capacité à effectuer une « poussée » efficace au départ conditionne de manière significative la performance codifiée (Barelle et Pirard, 2005). De la même manière, les observations en coupes du monde de ski cross montrent que, de manière empirique, le départ conditionne en majeure partie le résultat final du fait que les coureurs partent en même temps et qu’il est difficile de doubler lors de la course.

Il semble que les capacités d’accélération du corps immobile à l’aide du haut du corps et dans les situations de départ pour les disciplines dites « alpines » doivent être développées par un entraînement spécifique.

L’ensemble de ces constats a amené la Fédération française de ski à nous solliciter pour mettre au point une nouvelle machine, réalisée sur la base d’une expression de leurs besoins formulés traduit en cahier des charges fonctionnel. Le but final de cet ergomètre est de renseigner les entraîneurs sur un certain nombre d’indices qui traduisent au mieux les qualités physiques individualisées des skieurs.

2. Conception de l’ergomètre

Il existe aujourd’hui, un certain nombre d’ergomètres spécifiques pour le ski de fond (Figure 1) ; quelques études scientifiques font état de la validation de ces ergomètres spécifiques au travail du haut du corps en ski de fond (Dal Monte,1979 ; Candler, 1995 ; Bilodeau, 1995…).

Figure 1 : Illustrations des ergomètres existants pour le ski de fond


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Aucune publication, à notre connaissance, ne fait référence à un ergomètre haut du corps utilisé pour une gestuelle de départ en ski alpin ou dans d’autres disciplines.

Plusieurs solutions techniques ont été déjà exploitées pour répondre aux exigences de spécificité gestuelles : frein aérodynamique (induisant une contraction isocinétique), frein par frottement, frein par contrepoids et poulie. Seul le système « nordic track » semble être utilisé fréquemment lors d’évaluations et dans le cadre de la préparation physique et ce, à un niveau loisir. Ce ergomètre n’est utilisable que dans le cas d’une gestuelle de pas alternatif (style classique).

L’une des principales exigences issues du cahier des charges impose que l’ergomètre reproduise la cinématique de haut du corps pour différentes techniques utilisées en laissant au skieur le maximum de degré de liberté dans sa gestuelle de « poussée » sur les bâtons afin de restituer au mieux les efforts articulaires engendrés.

Autre exigence : cet ergomètre devra être utilisable tant en situation d’entraînement qu’en situation d’évaluation des indices de force mesurée aux interactions mains/poignées, reflet de l’activité musculaire. L’ergomètre doit permettre des contractions isométriques, concentriques et combinées dîtes « stato-dynamiques » dans les différentes positions de « poussée » du haut du corps et ce pour les différentes disciplines du ski (actions alternatives ou simultanées des bras, ski classique, skating, un temps ou deux temps, départ de ski alpin ou de snowboard). Cette exigence nous a conduit à étudier un dispositif de charge résistive réglable. L’ergomètre devra être instrumenté afin de mesurer la force d’interaction main/bâton ainsi que la vitesse, la fréquence et l’amplitude gestuelles.

Enfin, conserver l’instabilité du skieur au niveau des pieds est une autre exigence importance, qui nous a amenés à chercher une solution technique pour la simuler et se rapprocher au maximum de la réalité du geste.

2.1. Reproduire le plus fidèlement possible la gestuelle

Afin d’adapter au mieux le futur ergomètre aux exigences précédentes, des

analyses cinématiques tri-dimensionnelles de la gestuelle de skieurs de fond ont été préalablement menées. L’étude de la trajectoire du bâton lors d’un cycle en skating fait apparaître deux phases lors de l’appui au sol (Figure 2) : une première phase correspondant à un affaiblissement rapide de l’angle entre le bâton et le sol (de 71° à 43°), la seconde phase correspond à une diminution beaucoup plus lente de cet angle (de 43° à 30°).


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Figure 2 : Kinogramme du mouvement du bâton sur la moitié d’un cycle en skating (Championnat du Monde 2005, poursuite dames) à gauche et kinogramme du mouvement du

filin de l’ergomètre russe sur un demi-cycle à droite. (Giraudeau, 2005).

La comparaison de cette trajectoire avec celle du filin sur l’ergomètre russe (Figure 3) lors d’un cycle illustre de façon évidente, une non-conformité d’un tel système à poulie fixe pour restituer une gestuelle réelle

Figure 3 : Illustration de l’analyse de l’ergomètre russe

Nous nous sommes alors orientés vers un système original d’asservissement

mécanique du système de traction avec poulies mobiles permettant de reproduire la gestuelle in situ. Le découplage des deux chaînes de traction rend possible l’ensemble des gestes simultanés ou alternés ainsi que l’évaluation des différences d’amplitude entre le côté droit et le côté gauche.

La possibilité d’utiliser une poulie supplémentaire par laquelle passe le filin transforme aisément l’ergomètre en un dispositif d’étude des mouvements de type départ de ski alpin et de ski cross (Figure 4).


77

Figure 4 : Configuration de l’ergomètre pour le ski de fond (à gauche) et pour les

départs de ski alpin ou ski cross (à droite)

2.2 Configurer la charge résistive pour tous types d’exercices

Les études ont montré que le pic de force de réaction au niveau des bâtons pouvait atteindre en ski nordique 1.2 à 1.6 fois le poids du corps, et varié entre 0.25 et 0.58 fois le poids du corps en ski classique. Il a donc été décidé que la force maximale développée sur l’ergomètre devra pouvoir atteindre 2000 N. Trois systèmes résistifs ont été adoptés : - un volant d’inertie pour retranscrire de manière précise les sensations liées à

l’action sur les bâtons lors des départs, des accélérations et des exercices techniques de variation d’allure.

- un frein magnétique pour assurer le réglage fin de la charge pour les exercices dynamiques.

- Un frein mécanique pour bloquer l’appareil dans toutes les positions des mouvements travaillés, offrant ainsi la possibilité de réaliser l’ensemble des exercices de contractions isométriques correspondant aux différentes gestuelles

2.3 Conserver l’instabilité du skieur

Quelle que soit la gestuelle étudiée, le skieur est dans une situation

d’instabilité au niveau de ses appuis pédestres. Pour conserver cette instabilité et toujours dans le soucis d’être au plus près des condition réelles de pratique, le skieur a la possibilité de se placer sur deux repose-pieds fixés sur des silent-blocks (amortisseurs élastiques axiaux), reproduisant les sensations de déséquilibres ressenties par les skieurs (Figure 5). L’écartement et le parallélisme de cet ensemble peuvent être réglés. Le dispositif est porté par un plateau tournant pour


78

positionner le skieur au choix dans des conditions de pratique du ski de fond et de départ de ski alpin et de ski cross (snowbard).

Figure 5 : Système d’instabilité au niveau des appuis pédestres

3. Instrumentation de l’ergomètre

L’ergomètre existe en deux versions : une version destinée à la musculation spécifique et une version « instrumentée » destinée à l’évaluation et au suivi d’entraînement des skieurs. Il s’agit de pouvoir répondre aux exigences des cadres techniques, qui désirent connaître, l’évolution de la force de traction au niveau des filins, de la vitesse de déplacement de la main, de l’amplitude gestuelle et la relation entre la force générée et la vitesse de déplacement de la main. Pour cela, des potentiomètres multi tours ont été installés au niveau des poulies de renvoi (Figure 6). Ils renseignent sur la quantité de filins déroulée et donc par dérivation, nous pouvons accéder à la norme de la vitesse de déplacement de la main.

L’instrumentation est complétée par deux capteurs de tractions (Figure 6). Ils doivent renseigner sur la force de traction générée par le skieur lors des différents cycles sur les filins. Ils devraient être idéalement placés entre la poignée et le filin. Seulement, la connectique rend cette solution périlleuse pour le capteur. Nous avons par conséquent opté pour deux poulies avec une embase en carbone munie de jauges de contraintes, que nous avons positionnées à la place de deux poulies de renvoi solidaires du bâti. Pour retrouver à partir de ces capteurs, la force de traction au niveau du filin, nous avons dû procéder à un étalonnage.


79

Figure 6 : Positionnement des capteurs sur la machine

Une interface graphique utilisateur a été spécifiquement développée pour

faciliter l’enregistrement et le traitement des données issues de ces capteurs.

4. Exploitation des mesures, limitations et perspectives

La principale difficulté dans le suivi d’entraînement est de définir quels sont les paramètres pertinents à observer pour le technicien. Que pouvons nous fournir comme indications avec les deux seuls capteurs qui équipent pour l’instant l’ergomètre ?

Les potentiomètres nous donnent directement, à droite comme à gauche, le déplacement de la poignée, donc l’amplitude du geste. Par dérivation, on obtient aisément le module de la vitesse de la poignée (V). L’étude du phénomène d’apparition de la fatigue peut se faire au travers du suivi au cours du temps de ces deux paramètres. Des comparaisons intra individuelles et inter individuelles peuvent être établies quantitativement et qualitativement.

Concernant la force d’interaction générée entre la main et la poignée (F), il serait réducteur de se limiter à l’observation des pics de force (valeurs maximales par cycle), procédure habituelle sur la plupart des ergomètres ; nous proposons de calculer l’impulsion de cette force d’interaction au cours du temps, paramètre mécanique qui caractérise le mieux l’efficacité du geste.

A ce stade, il faut être bien conscient que nos capteurs ne donnent que les modules de F et de V au cours du temps, sans connaître leurs orientations dans l’espace. Nous pourrions relever les valeurs maximales de F et de V (Fmax et Vmax), mais nous nous refusons, contrairement à ce qui est classiquement admis dans les milieux de l’entraînement sportif, de caractériser la puissance maximale développée par le skieur par le produit Fmax x Vmax, alors que ces deux grandeurs ne se produisent pas au même instant. Il nous faut lever une ambiguïté : il ne s’agit


80

pas d’assimiler la puissance de l’interaction entre la main et la poignée, avec la dépense mécanique, ou même énergétique et métabolique de l’individu. Par définition, la puissance instantanée de F est le produit scalaire F.V, où V est la vitesse du point d’application de cette force. L’intégration au cours du temps de cette puissance nous indiquerait le travail (WF) fourni par cette force extérieure à l’individu. En faisant ce calcul, nous n’accédons en aucune manière au travail mécanique des forces internes du système poly-articulé engendrant cette force extérieure et encore moins à l’énergie métabolique nécessaire. De ce fait, nous projetons de calculer, pour caractériser la production athlétique du skieur au niveau du bâton, la puissance instantanée de F et de l’intégrer au cours du temps, or, pour ce calcul nous ne disposons pas des orientations dans l’espace de F et de V. Nous envisageons donc d’étudier les moyens de recueillir ces données manquantes. Pour aller plus loin, c’est-à-dire approcher le calcul de la dépense énergétique mécanique totale nécessaire à la déformation du corps poly-articulé, une analyse cinématographique tridimensionnelle couplée à la mesure des efforts extérieurs manquant au niveau de l’interaction pieds/sol s’imposerait.

Les premières exploitations débuteront prochainement au pôle France de Prémanon en présence des techniciens de la fédération et les premiers résultats seront exploités en mai 2009. 5. Références BARELLE C, PIRARD M (2005). Analyse des temps intermédiaires de coupes du monde de descente de 2001 à 2004. « DTN info » rapport interne FFS, sous presse. BILODEAU B, ROY B, BOULAY MR (1995) Upper-body testing of cross-country skiers.Med. Sci. Sports Exerc., Vol 27 (11) : 1557-1562. CANDLER Pd et al. (1995) One-dimensional Vscope analysis of habituation to simulated cross country skiing. Ergonomics Vol 38(7) : 1424-1430. COULMY N (2000) Contribution à l’analyse cinématique et énergétique du pas de patineur en ski nordique. Thèse de doctorat de l’Université Joseph Fourier Grenoble. DAL MONTE A et al. (1979) A new ergometersimulating nordic ski in laboratory. Sport Medecine Institute, CONI . Rome : 467-471. DOWNING JJ, WILCOX AR (2003) Effects of eight-week training program on upper-body power in women cross-country skiers. Journal of strength and conditioning research. 17(4), 726-733. GASKILL SE, SERFASS RC, RUNDELL KW (1999) Upper body power comparison between groups of cross country skiers and runners. Int J. sports Med 20(5) : 290-4.


81

MILLET GY, MARTIN V, MAFFIULETTI NA (2001) Altérations neuro-musculaires induites par un marathon en ski de fond ; congrès ACAPS Valence 2001. NESSER TW, CHEN S, SERFASS RC, GASKILL SE (2004) Development of upper body power in junior cross-contry skiers. Journal of strength and conditioning research. 18(1), 63-71. NILSSON J., V. JACOBSEN, P TVEIT, G. SMITH (2004) Poling force changes with speed in diagonal and double poling ski techniques. Norwegian universit of sport Oslo Norway and Univ. Of Stockolm Sweden.. Abstrack book ICSS 2004 pp 45-46 OSTERAS ET AL. (2002) Maximal strength training effects on force velocity and force power relationships explain increases in aerobic performance in humans. Eur J Appl Physiol 88 :255-263. RUBY A (1995) Contribution à la méthodologie de l’analyse de la performance sportive ; application à la situation de compétition en ski de fond. Thèse de doctorat de l’université Claude Bernard Lyon 1. SMITH GA, FEWSTER JB, BRAUDT SM (1995) Shoulder and elbow kinematics during double-poling of olympic cross-country skiers, Abstract of Annual Meeting of the American College of Sports Medicine.


82

L’utilisation d’haltères pour augmenter la performance au saut en longueur

83

Explication mécanique de la bonne utilisation d’haltères pour augmenter la performance en saut en longueur sans élan. Arnaud Decatoire Centre d’Analyse d’Images et Performance Sportive CREPS Poitou-Charentes, 86580 Vouneuil sous Biard courriel : [email protected] Tony Monnet Laboratoire de Mécanique des Solides, CNRS-UMR6610, Université de Poitiers, SP2MI, Bd. M. & P. Curie, BP 30179, 86962 Futuroscope Chasseneuil cedex, France Alain P.J. Salanne CRITT Sport-Loisirs Z.A. du Sanital, 21 rue Albert Einstein, 86100 Châtellerault Résumé : L’objectif de cet article est d’expliquer à partir de la mécanique des systèmes polyarticulés l’intuition des sauteurs antiques quant à l’utilisation de masses additionnelles pour augmenter leur performance. Au regard de la littérature scientifique actuelle, il semble que ces questions ne sont pas encore de nos jours complètement résolues.

1. Introduction

Sur le site Internet du Musée Olympique de Lausanne, l’épreuve de saut en longueur est décrite de la manière suivante : « le saut en longueur : utilisations d’haltères en pierre ou en métal, de forme variable. L’épreuve consistait probablement en une suite de cinq sauts à pieds joints et sans élan, ce qui supposait de l’harmonie et un sens du rythme. Le rythme était souligné par un joueur de flûte qui est souvent représenté sur les vases à côté des sauteurs » (Figure 1).

A. Decatoire, T. Monnet, A.P.J. Salanne

84

Figure 1. Illustration du saut en longueur antique

A partir de quelques figurines peintes sur des vases grecs montrant des athlètes

antiques effectuant les sauts en longueur en tenant dans chaque main des haltères, leur chronologie a pu être imaginée (Figure 2). Pourquoi se charger d'un excédent de poids pour accomplir une performance sportive?

Figure2. Illustrations by Patricia J. WYNNE University of California, Irvine

Selon Aristote, ces haltères permettaient aux sportifs d'effectuer des sauts plus longs. L’explication mécanique de cette amélioration de la performance agite encore de nos jours les milieux scientifiques. Récemment, Alberto Minetti et Lucas Ardigo [Minetti et Ardigo, 02], spécialistes du mouvement humain à la Manchester Metropolitan University, ont confirmé les propos d'Aristote. Ils ont testé cette technique avec un modèle informatique et ont utilisé quatre cobayes munis de poids de plus en plus lourds. Ils ont imité le geste des sauteurs antiques en s'appuyant sur les reproductions des vases : les athlètes jetaient les bras en avant et vers le haut au moment de l'extension puis lançaient les haltères en arrière juste avant de toucher terre. Cette technique peut faire gagner jusqu'à 17 cm sur un saut de 3 mètres. Les deux chercheurs ont également prouvé que le saut était amélioré pour des paires d'haltères de masses comprises entre 2 et 9 kilogrammes ; les haltères retrouvés dans les fouilles correspondent exactement à cette fourchette de poids.

La première explication se déduit aisément du théorème du barycentre ; en effet, en considérant le système poly-articulé humain, de masse M, constitué de masses segmentaires (mi) et muni de masses additionnelles (mh), la position du centre de masse total OG peut être calculée, à chaque instant, si on connaît les


85

positions des centres de masse segmentaires (OGi) et des centres de masse des haltères (OGh) :

∑=

+=n

ihi mmM

1hi OGOGOG (1)

En plaçant les haltères suffisamment en avant et au-dessus du centre de masse du sauteur à l’instant du décollage (comme le suggère la 4ème figurine de la frise présentée en Figure 2), la position initiale du centre de masse de l’ensemble Athlète+Haltères, point de départ de la future parabole, est plus avantageuse pour ce type de performance, et ce quelles que soient leurs masses.

Ces auteurs l’expliquent également par un gain au niveau de la vitesse du centre de masse au décollage, autre paramètre prépondérant de l’efficacité du saut en longueur. Considérons l’action des haltères sur le vecteur vitesse du centre de masse total au moment du décollage :

∑=

+=n

ihi mmM

1hi GGG VVV (2)

La vitesse de décollage VGdec dépend donc des accélérations que l’athlète a pu donner aux différentes masses mi et mh. Une simple écriture du principe fondamental de la dynamique (PFD) appliqué au corps poly-articulé du sauteur explique l’avantage apporté par les haltères :

GGGExt/S aaaPRFhi

Mmm h

n

ii =+=+= ∑∑

=1

(3)

où R est la force de réaction au sol et P, le poids total athlète + haltères. A ce propos, nous sommes en droit de nous étonner que Hara et al (2008) concluent après plusieurs expérimentations avec plateforme de forces et système cinématographique 3D « qu’une meilleure performance en saut en longueur sans élan est obtenue en balançant les membres supérieurs dans le même sens que le saut » ! Ne suffisait-il pas d’écrire le PFD pour s’en convaincre ? Pour un saut sans élan, nous pouvons écrire que :

( ) GdecVRP Mdtdect

t

=+∫0

(4)

On peut ainsi prévoir que la manipulation de masses trop lourdes pourrait avoir un effet négatif sur la performance si l’impulsion de R développée par l’athlète est moindre.

Si les athlètes antiques ont découvert empiriquement, l’avantage procuré lors de la phase d’élan par les haltères, leur maniement optimal requiert un savoir-faire afin d’acquérir, par entraînement, une coordination personnalisée de la gestuelle


86

engendrée. Remarquons d’autre part, que le rôle des segments libres dans une gestuelle optimale est bien connu de la part des techniciens.

Reste à savoir quand ces athlètes lâchaient leurs haltères ? Cette question n’est pas abordée par Minetti et Ardigo ; il est vrai que les figurines retrouvées sur les poteries grecques montrent qu’elles semblent être lâchées en fin de phase aérienne. Est-ce pour autant la bonne solution ?

Après avoir étudié la phase d’élan sur plateforme, nous montrerons comment un lâcher proche de l’instant d’apogée du saut présente également un avantage tout aussi important. 2. Protocole

Un sujet a réalisé un saut en longueur sans élan en prenant son impulsion sur une plate-forme de forces. Lors de la phase aérienne, le sujet devait projeter les haltères vers l’arrière. Le sujet était équipé de 18 marqueurs disposés selon le modèle de Winter [Winter 1990] et 2 marqueurs supplémentaires étaient disposés sur chaque haltère de masse 3 kg. La scène était filmée par un système Vicon 10 caméras (T40 series, 4 megapixels). Les résultats vont illustrer les deux points évoqués en introduction :

- modification des paramètres due aux haltères, position et vecteur vitesse du centre de masse, conditionnant un décollage plus performant,

- répercussion du lâcher des deux masses additionnelles sur une future parabole plus favorable du centre de masse de l’athlète délesté.

Bien que notre étude concerne ici un seul saut, la méthode d’analyse est applicable quelle que soit la performance.

Pour répondre à ces deux points, nous allons mesurer la quantité de mouvement du système athlète+haltères lors de l’impulsion puis la trajectoire du centre de masse de l’athlète avant et après le lâcher des haltères. 3. Résultats et discussion 3.1. Phase d’impulsion

Afin de valider nos mesures, nous avons au préalable vérifié l’équation (3). La figure 3 illustre la complémentarité des méthodes dynamographiques et cinématographiques pour analyser de manière globale le mouvement d’un système. Les correspondances des courbes sur ce point sont satisfaisantes.


87

Figure 3 : Validation des mesures dynamographiques et cinématographiques

Comme il est illusoire de demander à un athlète de reproduire avec et sans haltères des accélérations segmentaires identiques, nous avons procédé de la manière suivante : nous avons extrait des données cinématographiques : d’une part, la cinématique de l’athlète seul et d’autre part, celle de l’athlète avec les masses additionnelles pour ainsi analyser deux systèmes, athlète seul et athlète+haltères (Figure 4).

Figure 4: Quantités de mouvement horizontale et verticale des systèmes athlète seul (trait

pointillés) et athlète+haltères (trait continu) à gauche et contributions des membres supérieurs à droite

La participation des haltères est loin d’être négligeable, des écarts maximaux

d’environ 45 kg.m/s et 35 kg.m/s sont observés respectivement sur les axes horizontal et vertical, et un écart final de 10 kg.m/s et de 20 kg.m/s sont obtenus en fin d’impulsion. Cela représente pour notre athlète (68 kg) un gain de vitesse du

0 0.5 1 1.5 2 2.5-50

0

50

100

150

200

250

Temps (s)

Qua

ntité

de

mou

vem

ent

glob

ale

(kg.

m/s

)

Décollage →M.VGx

cinéma

M.VGx

plateforme

M.VGz cinéma

M.VGz plateforme

0 0.5 1 1.5 2 2.5-50

0

50

100

150

200

Temps (s)

Qua

ntité

de

mou

vem

ent

glob

ale

(kg.

m/s

²)

M.VGx

avec haltères

M.VGx

sans haltères

M.VGz

avec haltères

M.VGz

sans haltères

0 0.5 1 1.5 2 2.5-40

-20

0

20

40

60

80

Temps (s)

Qua

ntité

de

mou

vem

ent

segm

enta

ire (

kg.m

/s²)

Décollage →M.VMembresSup x

avec haltères

M.VMembresSup x

sans haltères

M.VMembresSup z

avec haltères

M.VMembresSup z

sans haltères

Décollage


88

centre de masse d’environ 0.13 m/s selon l’axe horizontal et de 0.27 m/s selon l’axe vertical au décollage. 3.2. Phase aérienne

Lors de cette phase, la trajectoire du centre de gravité de l’athlète (obtenue expérimentalement) est comparée à la trajectoire prévisible du système athlète+haltères si le sujet avait gardé les haltères en main. La figure 5 présente ces deux courbes.

Notons tout d’abord que nous retrouvons l’apport, mentionné en introduction, de la manipulation des masses additionnelles sur le point de départ de la parabole (+4 cm horizontalement et +3 cm verticalement).

Le phénomène intéressant se produit à l’instant du lâcher des haltères par l’athlète. L’athlète appartenait jusqu’alors à un système où il était lesté avec des haltères et de ce fait, le centre de gravité de l’athlète n’était pas sur une parabole. En se délestant des haltères, il y a donc une modification du système qui se traduit par un changement de trajectoire pour le centre de gravité de l’athlète. La nouvelle trajectoire, celle-ci parabolique, est plus performante ; cela se traduit par un gain de 21 cm sur la longueur du saut, dans l’hypothèse où l’athlète se réceptionne avec la même posture. Il est vrai que le sujet avait lâché les haltères vers l’arrière et le bas à l’apogée de la phase aérienne initiale.

L’amélioration de la performance lors de la phase aérienne est expliquée par

une modification des vitesses horizontale et verticale à l’instant du lâcher des haltères. Sans action extérieure, la vitesse horizontale de l’athlète est constante alors que sa vitesse verticale est modifiée par la gravité. Dès lors que l’athlète exerce une action vers le bas et vers l’arrière sur un système extérieur (les haltères) cela va augmenter la vitesse du CG de l’athlète vers le haut pour la vitesse verticale et vers l’avant pour la vitesse horizontale.


89

Trajectoires comparées des CG

0.800

0.900

1.000

1.100

1.200

1.300

1.400

0.800 1.000 1.200 1.400 1.600 1.800 2.000

Position horizontale (m)

Pos

ition

ver

tical

e (m

)

21 cm

Figure 5 : Trajectoire comparées des systèmes athlete seul et athlete+halteres

Explications de la construction des courbes : Ce sont les points expérimentaux de la trajectoire du CG de l’athlète seul au cours de la phase aérienne. C’est la parabole aérienne du CG de l’athlète seul qui ne peut être tracée qu’à partir de l’instant du lâcher des haltères. Dernière position du CG du système complet athlète+haltères Parabole aérienne du CG du système complet athlète+haltères qui est virtuelle de l’instant du lâcher des haltères, jusqu’à l’atterrissage. 4. Conclusion

Cette analyse d’un saut en longueur sans élan tel qu’il s’est peut-être pratiqué aux Jeux Antiques est performante pour comprendre des concepts de base de la

Apport des masses additionnelles au départ


90

mécanique humaine. S’il est systématique qu’un positionnement judicieux des haltères en fin d’impulsion procure un avantage en terme de portée du saut, le bénéfice de la manipulation de ces haltères au cours de la phase d’impulsion sur la vitesse de décollage requiert lui un apprentissage gestuel. Le gain en terme de vitesse de décollage du centre de masse dépend du potentiel qu’a le sauteur à accélérer toutes ses masses libres y compris les haltères jusqu’au décollage. Enfin, nous n’avons pas abordé l’effet de ces masses sur la quantité de rotation globale du système, constante pendant la phase aérienne, que l’athlète doit gérer au mieux pour réaliser une grande performance codifiée. Peut-être les athlètes grecs avaient-ils également découvert qu’un lâcher d’haltères vers le bas et l’arrière juste avant la réception pouvait les aider à relever les membres inférieurs en réduisant les efforts internes à générer et ainsi faciliter la réception. 5. Références [Minetti et Ardigo 02] Minetti, A.E., Ardigo, L.P., Halteres used in ancient Olympic long jump, Nature 420, 6912, 141-142. [Winter 1990] Winter, D.A., Biomechanics and motor control of human movement, 2nd edition, New York. [Hara et al., 08] Hara, M., Shibayama, A., Arakawa, H., Fukashiro, S., Effect of arm swing direction on forward and backward jump performance, Journal of Biomechanics, 41, 13, 2806-2815. http://multimedia.olympic.org/pdf/fr_report_658.pdf Remerciements Ce projet a bénéficié d’un soutien financier dans le cadre du Contrat de Projet État Région 2007-2013 Axe B "Savoir, Images, Société" .

Sensibilité des forces musculaires aux perturbations du modèle géométrique

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Sensibilité aux perturbations du modèle géométrique lors de calculs par optimisation des forces musculaires durant la marche

Eric Desailly Laboratoire de Mécanique des Solides, CNRS-UMR6610, Université de Poitiers, SP2MI, Bd. M. & P. Curie, BP 30179, 86962 Futuroscope Chasseneuil cedex, France Fondation Ellen Poidatz, 77310 St Fargeau-Ponthierry, France courriel: [email protected] Philippe Sardain Laboratoire de Mécanique des Solides, CNRS-UMR6610, Université de Poitiers, SP2MI, Bd. M. & P. Curie, BP 30179, 86962 Futuroscope Chasseneuil cedex, France Nejib Khouri Hôpital Trousseau, Paris (75), France Daniel Yepremian et Farid Hareb Fondation Ellen Poidatz, 77310 St Fargeau-Ponthierry, France Patrick Lacouture Laboratoire de Mécanique des Solides, CNRS-UMR6610, Université de Poitiers, SP2MI, Bd. M. & P. Curie, BP 30179, 86962 Futuroscope Chasseneuil cedex, France Résumé : L’objectif de ces travaux est d’évaluer la sensibilité des calculs de forces musculaires réalisés à partir de modèles dynamiques du système musculosquelettiques, à des modifications de la géométrie de ce dernier. Les résultats obtenus montrent d’une part, le besoin d’un haut niveau de fidélité des modèles géométriques utilisés lors de modélisations musculosquelettiques et d’autre part, qu’il est possible de simuler l’effet dynamique engendré par des modifications chirurgicales de la géométrie musculosquelettique.

E. Desailly, P. Sardain, N. Khouri, D. Yepremian, F. Hareb, P. Lacouture

92

1. Introduction

Connaître les forces musculaires et leurs actions sur le corps, ainsi que les forces intra-articulaires, peut contribuer à améliorer la compréhension du système sensorimoteur organisant le mouvement, mais aussi à aider aux diagnostics et aux traitements des personnes souffrant de troubles locomoteurs. Un des moyens d’évaluer ces forces est de déterminer par optimisation les inconnues (forces musculaires) du système dynamique sur-actionné considéré. La recherche des solutions est orientée par un critère et par des contraintes supposées correspondre à la physiologie du système locomoteur. De nombreux travaux portent sur l’identification de ces derniers. Néanmoins, la personnalisation géométrique des modèles muculosquelettiques est encore imparfaite [Scheys2008]. Par ailleurs, dans le cadre des traitements chirurgicaux des troubles locomoteurs, la chirurgie agit essentiellement sur les paramètres géométriques. La modification des bras de levier musculaires suite à une chirurgie a déjà été étudiée [Scheys2008, Arnold2001] mais aucun résultat n’a été publié sur d’éventuelles modifications des forces musculaires consécutives à des modifications de modèle géométrique. Il est dès lors nécessaire de déterminer l’effet de cette modification du modèle géométrique sur les résultats des calculs dynamiques. Ceci pour à la fois tester l’impact potentiel d’une mauvaise modélisation géométrique et pour valider si la sensibilité des calculs par optimisation des forces musculaires est suffisante pour envisager de simuler l’effet de la chirurgie d’un point de vue dynamique. Nous avons souhaité évaluer les effets de modifications squelettiques et ceux de modifications musculaires. Ainsi avons nous évalué les effets des modifications de l’antétorsion fémorale puis de l’insertion du muscle rectus femoris sur le calcul des forces musculaires durant la marche. 2. Méthode

Le modèle géométrique utilisé comprend les os des deux membres inférieurs et 62 muscles. La géométrie osseuse est personnalisée sur la base de mesure clinique. Les chemins musculaires sont déterminés par un « convex wrapping algorithm ». Une formulation homogène du modèle dynamique est réalisée pour l’ensemble des k =1:N os du modèle et des n muscles insérés sur k par :


93

Les matrices kA regroupent la résultante dynamique et le moment dynamique de

chaque ièmek os. Cette formulation intègre de façon compacte les forces

musculaires jF , les forces de contact articulaires f et les couple articulaires

passifs c au sein des matrices Φ . La résolution de ce modèle dynamique redondant parce que sur-actionné est réalisée par optimisation numérique sous contraintes comme suit :

Ces calculs d’actions sont réalisés à partir du même enregistrement de la marche d’un sujet en modifiant le modèle géométrique de deux façons distinctes : • Torsion fémorale de 10° ou de 40° (figure 1 (a)); • Insertion normale du rectus femoris ou transfert de son insertion sur le tendon du gracilis (figure 2 (b)). 3. Résultats et Discussion

La modification de torsion fémorale entraîne des modifications des forces musculaires en particulier au niveau des muscles ayant une insertion sur le fémur. Ainsi avec le critère )(Ff utilisé, le psoas produit une force musculaire maximale

lors de la marche de 480N dans le premier cas (Torsion 10°) et une force maximale de 730N dans la seconde configuration (Torsion 40°). On observe également des modifications dynamiques pour les muscles à distance. Ainsi le soléaire dans les mêmes conditions présente un pic en simple appui de 562N versus 416 N.

La modification de l’insertion du rectus femoris entraîne de faibles modifications de la force qu’il exerce, mais par contre des modifications dynamiques sont observées sur d’autres muscles agonistes et antagonistes du rectus femoris, ainsi que sur d’autres muscles plus distants. La figure 2 présente les modifications apparaissant sur les principaux muscles considérés.


94

Figure 1. Modifications géométriques du modèle: Diminution de l'antétorsion fémorale de 40° à 10° (a) et transfert du rectus femoris (b)

Figure 2. Résultats des calculs de forces musculaires des muscles soléaire, gastrocnémien médial, rectus femoris, et vastes du quadriceps au cours d’un cycle de marche en condition

anatomie normale (vert) et en condition transfert du rectus femoris (rouge)

(a)

premian, F. Hareb, P. Lacouture

. Modifications géométriques du modèle: Diminution de l'antétorsion fémorale de

orces musculaires des muscles soléaire, gastrocnémien médial, rectus femoris, et vastes du quadriceps au cours d’un cycle de marche en condition

sfert du rectus femoris (rouge)

(b)


95

4. Conclusion

L'effet de la personnalisation de la torsion fémorale et de la modélisation du transfert du rectus femoris a montré la grande sensibilité des calculs de force musculaire aux paramètres du modèle géométrique. Ceci met en évidence le besoin d'un haut degré de fidélité du modèle géométrique et donc de sa nécessaire personnalisation. Ils montrent également que le modèle dynamique employé est suffisamment sensible pour envisager le développement de recherches portant sur l'optimisation, par simulation dynamique, de la géométrie musculosquelettique, pour fournir, à terme, au chirurgien, des indications qualitatives et quantitatives considérées optimales, de correction de la géométrie musculosquelettique, portant par exemple sur l'angle de dérotation du fémur, ou sur la modification d’insertion d'un muscle. 5. Références [Scheys2008] Scheys, L., Van Campenhout, A., Spaepen, A., Suetens, P., Jonkers, I. Personalized MR-based musculoskeletal models compared to rescaled generic models in the presence of increased femoral anteversion: Effect on hip moment arm lengths (2008) Gait and Posture, 28 (3), 358-365. [Arnold2001] Arnold, A.S., Delp, S.L. Rotational moment arms of the medial hamstrings and adductors vary with femoral geometry and limb position: Implications for the treatment of internally rotated gait (2001) Journal of Biomechanics, 34 (4), 437-447. [Desailly2008] Desailly E, Khouri N, Yepremian Y, Hareb F, Sardain P, Lacouture P ; Modélisation musculosquelettique : Intérêt et limites de la modélisation des paramètres de longueurs et de vitesses musculaires au cours de la marche chez l’enfant IMC. GAMEA, Marseille, 2008.


96

Localisation du centre instantané moyen de la tête

97

Localisation du centre instantané moyen de la tête dans les mouvements de flexion extension et de flexion latérale. Samuel Deslandes Ecole Nationale Supérieure d’Ingénieurs du Mans (ENSIM) Laboratoire Motricité Interactions et Performance (MIP) EA 4334 Université du Maine, Avenue Olivier Messiaen 72085 Le Mans cedex 9 courriel : [email protected] Jean-Pierre Mariot Laboratoire Motricité Interactions et Performance (MIP) EA 4334 Université du Maine, Avenue Olivier Messiaen 72085 Le Mans cedex 9 Résumé : L’étude consiste à déterminer la position verticale moyenne du centre de rotation de la tête lors d’un mouvement de flexion extension (dans le plan sagittal) et de flexion latérale (dans le plan frontal). Cette position sert de référence afin de déterminer la capacité musculaire du rachis cervical sur un ergomètre. Cette évaluation nécessite la conception d’un module spécifique s’adaptant sur un ergomètre ayant été conçu et réalisé au sein du laboratoire. Le couple musculaire obtenu permet d’évaluer les sportifs de haut niveau tels que les rugbymen ou les pilotes en sports mécaniques. A partir du diagnostique, l’athlète peut suivre des protocoles de renforcement musculaire dans le but de prévenir d’éventuels traumatismes ou suivre des protocoles afin d’optimiser sa performance. La méthode permettant d’obtenir la position du centre de rotation de la tête consiste à effectuer une analyse du mouvement libre de la tête (non contraint mécaniquement) dans le plan frontal et dans le plan sagittal à l’aide d’un système optoélectronique constitué de 5 caméras (figure 1). La position du centre instantané de rotation est calculée, à chaque mesure, à l’aide d’algorithmes issus de la littérature utilisant la méthode des moindres carrés, une méthode matricielle ou la méthode d’Halvorsen. Les premiers résultats permettent de montrer que le centre de rotation moyen en flexion extension comme en flexion latérale se situe en dessous du centre de l’articulation entre la septième vertèbre cervicale (C7) et la première vertèbre thoracique (T1). Cette position C7-T1 est le plus souvent prise comme référence dans la littérature lors des évaluations isométrique et isocinétique. Cette étude montre donc que les évaluations prenant comme référence la troisième ou quatrième vertèbre cervicale (C3 ou C4) ne se placent pas dans des conditions cinématiques favorables introduisant ainsi une erreur de mesure importante.

S. Deslandes, JP. Mariot

98

1. Introduction

Le nombre important de blessures au niveau du rachis cervical dans le domaine sportif [Portero & Genriès (2003)] ou dans le domaine civil [Yoganandan (1991)] et le coût engendré par la société pour ces accidents, montre qu’il est important d’étudier le rachis cervical afin de mieux le connaître pour prévenir et guérir de tels accidents.

Lors d’évaluation musculaire du rachis cervical [Deslandes, Mariot & Colin (2007)], en isométrique ou en isocinétique, dans le plan frontal ou dans le plan sagittal, la capacité musculaire est exprimée par un couple. Les appareils d’isocinétisme permettant cette évaluation sont des ergomètres à un bras composé d’un axe de rotation. Lors de l’évaluation, le centre de rotation de l’articulation humaine doit être situé dans l’axe de l’ergomètre afin d’éviter des erreurs de mesure [Deslandes, Mariot & Serveto (2008)]. Dans le cas du rachis cervical qui est un poly articulé complexe, il est difficile de déterminer le centre instantané de rotation de la tête (CIR) ou l’évolution de ce centre de rotation. Il existe dans la littérature de nombreux points de références (la vertèbre C4, l’articulation entre les vertèbres C7 et T1, le Mastoid, la thyroïde ou l’articulation entre les vertèbres C4 et C5) dont l’emploi est rarement justifié et éventuellement non précisé. Dans notre cas, le fait de montrer que le centre de rotation n’est pas fixe au court du mouvement dans une position libre alors que celui-ci est fixé par l’appareil d’isocinétisme conduit à supposer que le couple. L’utilisation de deux méthodes de la littérature [Halvorsen, Lesser & Lundberg (1999)], [Reuleaux (1876)] et d’une autre méthode matricielle de détermination de l’axe central, permet de situer le centre moyen et l’évolution du centre de rotation de la tête sur une population à partir d’une analyse de mouvement. 2. Matériel et méthode

Pour cette étude, la population de volontaires est composée de 12 sujets (4 femmes et 8 hommes) d’âge moyen 25 ans avec un écartype de 11 ans, une taille moyenne de 170 cm avec un écart type de 6 cm et une masse moyenne de 67 kg avec un écart type de 8 kg. Les sujets sont en bonne santé et n’ont pas eu de traumatisme cervical antérieur. L’analyse de mouvement se fait par une acquisition sur le sujet à l’aide du système VICON composé de 5 caméras. La figure 1 montre l’emploi que cinq marqueurs sont utilisés (Quatre marqueurs au niveau de la tête LBHD, RBHD, RFHD et LFHD et un marqueur situé entre l’apophyse épineuse de la septième vertèbre cervicale (C7) de la première vertèbre thoracique (T1). Deux marqueurs ont été positionnés au niveau des épaules afin de contrôler le mouvement thoracique du sujet. L’acquisition se fait lors d’un mouvement dans le


99

plan frontal et lors d’un mouvement dans le plan sagittal, à une vitesse de 30°s-1 et sur une amplitude de +- 30° par rapport à l’axe vertical. Le sujet est en position assise et la tête est libre. Afin de rester au mieux dans les différents plans lors de l’évaluation, le patient suit avec les yeux des repères (lignes) positionnés dans la salle. 3 Résultats

La figure 2 regroupe l’ensemble des résultats obtenus à l’aide des 3 méthodes pour des mouvements dans le plan frontal et dans le plan sagittal.

Lors d’un mouvement d’extension, la position moyenne du CIR de la tête se trouve à 31mm au dessous de C7-T1 d’après la méthode des moindres carrés, 26 et 39mm au dessous de C7-T1 d’après respectivement la méthode d’Halvorsen et la méthode de l’axe central. La position moyenne du CIR de la tête lors d’un mouvement d’extension se trouve donc à 32mm au dessous de C7-T1.

Le CIR moyen de la tête lors d’un mouvement de flexion latérale droite se situe à 32,5mm au dessous de C7-T1.

Le CIR moyen de la tête lors d’un mouvement de flexion se situe à 24mm au dessous de C7-T1.

Le CIR moyen de la tête lors d’un mouvement de flexion latérale gauche se situe à 36mm au dessous de C7-T1.

Figure 1 : Exemple de système d’acquisition VICON, 5 caméras infrarouge


100

Figure 2 : Position du CIR (mm) par rapport à C7-T1 lors de différents mouvements et à

partir de différentes méthodes 4. Conclusion

Pour effectuer des comparaisons, nous devons toujours indiquer le point de référence lors d’une évaluation. Celui-ci est d’après nos résultats dans la partie inférieure à l’articulation C7-T1 (31,5mm au dessous de C7-T1).

L’articulation C7-T1 est souvent utilisée car elle est facilement repérable anatomiquement sans examen complémentaire et coûteux. Le fait que cette articulation ne corresponde pas avec le CIR moyen d’un mouvement de flexion extension ou de flexion latérale pose un problème important. De même, les évaluations effectuées à partir d’un centre de rotation fixe engendrent aussi beaucoup de question. Il apparaît inévitable que le CIR évolue en fonction du mouvement, différemment dans les deux plans d’évaluation et d’une personne à l’autre.

Il serait possible de justifier par des essais le fait de développer un couple différent en faisant varier le point de référence pour l’évaluation (par exemple, en faisant varier la hauteur de l’axe d’un dynamomètre), mais cette expérience n’a pas été effectuée du fait de la non connaissance des risques de ce type de manipulation. Une perspective serait de concevoir un système s’adaptant à l’évolution du CIR. Un tel système permettrait au sujet tous les degrés de liberté tout en mesurant la composante utile.

-45

-40

-35

-30

-25

-20

-15

-10

-5

0

MoindresCarrés Halvorsen Axe central




Extension Flexion latérale droite Flexion Flexion latérale gauche


101

5. Références [Portero & Genriès (2003)] Pierre Portero and Valérie Genriès. An update of neck muscle strength: From isometric to isokinetic assessment in: Isokinetics and exercice science, 11, pp. 1-8. [Yoganandan (1991)] Yoganandan N. Strength and motion analysis of the human head-neck complex, in: Journal Spinal, 1, pp. 73-85. [Deslandes, Mariot & Colin (2007)] Deslandes S., Mariot J.-P., Colin D. Design and validation of a device to measure muscular capability of the cervical rachis in isokinetic and isometric assessment, in: Isokinetics and exercices science, 16(4), pp 269-273. [Deslandes, Mariot & Serveto (2008)] Deslandes S., Mariot J.-P., Serveto S. Offset of rotation centers creates a bias in isokinetics. A virtual model including stiffness or friction, in: Journal of Biomechanics, 41(10), pp 2112-2120. [Halvorsen, Lesser & Lundberg (1999)] Halvorsen K., Lesser M. and Lundberg A. A new method for estimating the axis of rotation and the center of rotation, in: Journal of biomechanics, 32, pp. 1221-1227. [Reuleaux (1876)] Reuleaux F. The kinematics of machinery: outlines of a theory of machines, in: Mac-Millan, London, pp. 60-67.


102

Coordination articulaire lors de la phase de propulsion sous-marine d’un grab-start

103

Coordinations articulaires lors de la phase de propulsion sous-marine d’un grab start chez des nageurs de haut niveau Marc Elipot ECI – LAMA, Université Paris Descartes 1 rue Lacretelle, 75015 Paris courriel : [email protected] Nicolas Houel et Philippe Hellard Département recherche fédération française de natation 11 avenue du Tremblay, 75012 Paris Gilles Dietrich ECI – LAMA, Université Paris Descartes 1 rue Lacretelle, 75015 Paris Résumé : Cette étude a pour objectif l’identification des coordinations articulaires au niveau des membres inférieurs et mises en place lors de la phase de propulsion sous-marine d’un départ plongé en natation. Les angles articulaires de la hanche, du bassin et de la cheville de 11 nageurs de haut niveau ont été calculés durant l’ensemble de cette phase de propulsion sous-marine. Les coordinations articulaires ont ensuite été étudiées grâce à une analyse en composantes principales. Les résultats de cette étude tendent à montrer que la propulsion sous-marine lors d’un départ plongé chez des nageurs de haut niveau est essentiellement le résultat de l’action coordonnée de la cheville et de bassin.

1. Introduction

Dans les épreuves de natation et plus particulièrement dans les épreuves de courte distance (50 et 100 mètres), le départ est déterminant pour la réussite d’une bonne performance [Hay, 1986], [Arellano et al. 1996], [Mason et Cossor, 2000], [Alves, 2000], [Issurin et Verbitsky, 2002]. Lors d’un 50 mètres nage libre, le temps de départ, défini comme le temps nécessaire pour que la tête du nageur atteigne le 10ème ou 15ème mètre, peut représenter jusqu’à 11% du temps total de l’épreuve [Hay, 1986].

Le départ peut être décomposé en trois phases distinctes, à savoir la phase d’impulsion sur le plot de départ, la phase aérienne et la phase sous-marine

M. Elipot, N. Houel, P. Hellard, G. Dietrich

104

incluant elle-même la phase de glisse et la phase de propulsion avec les membres inférieurs [Maglischo, 2003]. Durant cette phase de propulsion sous-marine, la performance dépend de la capacité du nageur à conserver le plus longtemps possible la vitesse créée lors de la phase aérienne. Pour cela l’action des membres inférieurs est essentielle [Arellano, 2008].

L’identification des coordinations articulaires est une étape décisive dans la compréhension d’un mouvement humain [Alexandrov et al, 1996], [St-Onge et Feldman, 2003]. L’optimisation de la performance durant cette phase de propulsion sous-marine passe notamment par l’identification des coordinations articulaires existant entre les articulations des membres inférieurs. Cependant, à notre connaissance, aucune étude n’a cherché à identifier les coordinations articulaires se mettant en place lors de la phase de propulsion sous-marine suite à un départ plongé en natation.

Cette étude a donc pour objectif l’identification des coordinations articulaires au niveau des membres inférieurs et mises en place lors de la phase de propulsion sous-marine d’un départ plongé.

2. Méthode 2.1. Sujets et consignes

11 nageurs français de niveau national et international ont participé à cette

étude (tableau 1). Tous les sujets ont été informés des objectifs de l’étude et ont participé volontairement. Tableau 1 : Caractéristiques des sujets

Les participants avaient pour consigne de réaliser un départ de type « Grab start » le plus efficacement possible. Les sujets s’entraînaient régulièrement à réaliser ce type de départ et l’utilisaient en compétition.

2.2. Protocole expérimental et traitement des données

Les nageurs ont été filmés durant toute la phase sous-marine de leur départ,

c’est-à-dire depuis le mur de départ et jusqu’au 15ème mètre. Pour cela quatre caméras ont été utilisées. Trois d’entre elles étaient positionnées derrière des

50 m nage libre (s) 50 m nage libre (%) 100 m nage libre (s) 100 m nage libre (%)

Moyenne 1,81 76 24,82 116 53,07 112,3

Ecart type 0,02 5,15 1,46 7 2,20 4,72

Meilleures performancesTaille (m) Poids (kg)


105

hublots et la quatrième était placée sous l’eau dans un caisson étanche. La zone dans laquelle les nageurs évoluait a été divisée en trois zones d’analyse : la première zone allant du mur de départ jusqu’au 5ème mètre, la seconde zone allant du 5ème mètre jusqu’au 10ème mètre et la troisième zone allant du 10ème mètre au 15ème mètre. Dans chaque zone les nageurs étaient filmés en permanence par deux caméras (figure 1).

Figure 1 : Protocole expérimental

La fréquence d’acquisition des caméras étaient de 25 Hz. Les images ont été

détramées et les deux trames ont été conservées pour la suite du traitement des vidéos.

Neuf repères anatomiques (l’orteil, la malléole externe, le genou, l’épine iliaque, l’acromion, le centre de la tête, les poignets et l’extrémité des doigts) ont été repérés sur le corps des nageurs. La position de ces repères a été reconstruction en deux dimensions par l’intermédiaire d’une méthode DLT optimisée [Drenk et al, 1999]. Les erreurs de reconstruction ont été calculées à partir des formules données par Kwon et Casebolt [Kwon et Casebolt, 2006] et étaient respectivement de 6,2 mm pour l’erreur moyenne de reconstruction et de 12,2 mm pour l’erreur maximale de reconstruction. Les trajectoires de chacun des repères anatomiques identifiés ont été filtrées par un filtre Butterworth. Les fréquences de coupure étaient comprises entre 5 et 7 Hz. Les angles de la cheville, du genou, et de la

Mur de départ

Zone 1 Zone 2 Zone 3 0 m 5 m 10 m 15 m

Caméra 1 Caméra 2 Caméra 3

Placées derrière les hublots

Camera 4 Dans un caisson

étanche

: Jeux de 4 mires de calibration


106

hanche ont été calculés pour tous les sujets et tout au long de la phase de propulsion sous-marine.

2.3 analyse en composantes principales

L’analyse en composantes principales est une méthode qui a pour principe de

classer des variables originales au sein de groupes non corrélés et appelés « composantes principales » [Dunteman, 1989]. Plus spécifiquement, l’analyse en composantes principales permet éventuellement d’étudier, au cours d’un mouvement, les covariations entre différents angles ou degrés de liberté [Alexandrov et al, 1998], [Vernazza-Martin, 1998], [Hoffmann, 2005]. Bien qu’à notre connaissance cette technique n’est pas encore été utilisée pour l’analyse du geste sportif, l’analyse en composantes principales est une méthode qui a été fréquemment utilisée pour étudier coordinations articulaires pour des mouvements faisant intervenir le membre supérieur [Desmurget et al, 1995], [Ma et Feldman, 1995], [Reisman et Scholz, 2003], [Hoffmann, 2005] ou le membre inférieur [Alexandrov, 1998], [Vernazza-Martin, 1998], [St-Onge et Feldman, 2003]. Au cours de la présente étude, l’analyse en composantes principales a donc été utilisée pour étudier les coordinations articulaires entre la cheville, le genou et la hanche. 3. Résultats

Les résultats des analyses en composantes principales montrent que les

variables étudiées (i.e. les angles articulaires de la cheville, du genou et de la hanche) peuvent être classées pour tous les sujets dans les deux premières composantes. La première composante explique entre 42 et 73% de la variance des résultats pour chaque sujet (61% en moyenne), la seconde composante explique entre 25 et 36% (31% en moyenne), et la troisième composante explique entre 1 et 18% (7% en moyenne) (figure 2).

L’analyse des coordonnées factorielles de chacune des variables étudiées montre que la première composante apparaît fortement corrélée à l’angle articulaire de la cheville (0,90 en moyenne) ainsi qu’à l’angle du bassin (0,87 en moyenne). La seconde composante est fortement corrélée à l’angle articulaire du genou (0,85 en moyenne) (figure 2).


107

Figure 2 : Coordonnées factorielles des trois variables étudiées en fonction des

composantes

4. Discussion

L’analyse des coordonnées factorielles des variables étudiées montrent que les angles de la cheville et du bassin peuvent être classés dans la première composante de l’ACP et que l’angle du genou peut être classé dans la seconde composante. Ces résultats semblent indiquer que, lors de la phase de propulsion sous-marine d’un départ plongé, l’action du nageur doit être caractérisée par une synergie des articulations de la cheville et du bassin. Cette synergie semble être déterminante pour rendre la propulsion du nageur efficace lors de cette phase.

Parallèlement, l’action du genou, bien qu’importante, apparaît comme dissociée de l’action des autres articulations et secondaire dans la création des forces de propulsion. Par contre, une action démesurée du genou pourrait provoquer des angles de flexion au niveau de cette articulation important entraînant une augmentation des résistances hydrodynamiques [Maglischo, 2003]. Le nageur va donc devoir trouver un compromis entre produire les forces de propulsion nécessaires à l’avancement sans pour autant augmenter les résistances hydrodynamiques.

0

0,1

0,2

0,3

0,4

0,5

0,6

0,7

0,8

0,9

1

Composante 1 Composante 2 Composante 3

Co

ord

on

nées

fact

orielle

s Coordonnées factorielles moyennes de l'angle du bassin

coordonnées factorielles moyennes de l'angle du genou

Coordonnées factorielles moyennes de l'angle de la cheville

(7%)(61%) (31%)


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5. Références

[Alexandrov et al, 1996] Alexandrov, A., Frolov, A., Massion, J., Axial synergies during human upper trunk bending, Experimental Brain Research, 118, 210-220.

[Alves, 2000] Alves, F., Analysis of swimming races, in proceedings of the XIV congress of international society of biomechanics, Paris, International society of biomechanics, 88-89.

[Arellano et al, 1996] Arellano R., Moreno, F. J., Martinez, M., Ona, A., A device for quantitative measurement of starting time in swimming, in: Biomechanics and Medicine in Swimming VII, Troup, J. P., Hollander, A. P., Strasse, D., Trappe, S. W., Cappaert, J. M., Trappe, T. A., E & FN Spon, London, 195-200.

[Arellano, 2008] Arellano R., Hydrodynamics of swimming propulsion, in Actes des 4èmes Journées Spécialisées de Natation, Sidney, F., Potdevin, F., Pelayo, P., Lille, Université de Lille.

[Desmurget et al, 1995] Desmurget, M., Prablanc, C., Rossetti, Y., Arzi, M., Paulignan, Y., Urquizar, C., Mignot, J. C., Postural and synergic control for three-dimensional movements of reaching and grasping, Journal of Neurophysiology, 74, 905-910.

[Drenk et al, 1999] Drenk, V., Hildebrand, F., Kindler, M., Kliche, D., A 3D video technique for analysis of swimming in a flume, in Proceeding of the XVII International Symposium on Biomechanics in Sports, Sanders, R. H., Gibson, B. J., Perth, Edith-Cowan University.

[Dunteman, 1989] Dunteman, G. H., Principal components analysis, London, Sage.

[Hay, 1986] Hay J. G., Swimming biomechanics: a brief review, Swimming technique, 23, 15-21.

[Hoffmann, 2005] Hoffmann, G., Adaptation de la planification et de la coordination de gestes de préhension et de visée chez des patients tétraplégiques C6 et C6/C7 et effet d’un transfert musculo-tendineux, Thèse de doctorat de l’Université Pierre et Marie Curie Paris 6.

[Issurin et Verbitsky, 2002] Issurin, V. B., Verbitsky, O., Track start vs. Grab start: Evidence of the Sydney Olympic Games, in Biomechanics and Medicine in Swimming IX, Chatard, J. C., Saint-Etienne, Université de Saint-Etienne, 92.

[Kwon et Casebolt, 2006] Kwon, H. Y, Casebolt, J. B., Effects of light refraction on the accuracy of camera calibration and reconstruction in underwater motion analysis, sports Biomechanics, 5, 95-120.


109

[Ma et Feldman, 1995] Ma, S., Feldman, A. G., Two functionally different synergies during arm reaching movements involving the trunk. Journal of Neurophysiology, 73, 2120-2122.

[Mason et Cossor, 2000] Masson, B., Cossor, J., What can we learn from competition analysis at the 1999 Pan Pacific Swimming Championships ?, in: Proceedings of the XVIII Symposium on Biomechanics in Sports, Hong Kong, The Chinese University of Hong Kong, 75-82.

[Maglischo, 2003] Maglischo, E. W., Swimming fastest, Champaign, Human Kinetics Publisher.

[Reisman et Scholz, 2003], Reisman, D. S., Scholz, J. P., Schöner, G., Coordination underlying the control of whole body momentum during sit-to-stand. Gait and Posture, 15, 45-55.

[St_Onge et Feldman, 2003], St-Onge, N., Feldman, A. G., Interjoint coordination in lower limbs during different movements in humans, Experimental Brain Research, 148, 139-149. [Vernazza-Martin, 1998] Vernazza-Martin, S., Equilibre et mouvement: Représentation, contrôle et modélisation chez l’homme, Thèse de doctorat de l’Université d’Aix-Marseille I.


110

Evaluation des propriétés mécaniques et géométriques des fléchisseurs plantaires

111

Développement et validation d’un protocole visant à évaluer de manière non-invasive les propriétés mécaniques et géométriques des différents muscles fléchisseurs plantaires de la cheville in vivo.

Alexandre Fouré, Antoine Nordez et Christophe Cornu Laboratoire “Motricité, Interactions, Performance” (EA 4334), UFR STAPS, Université de Nantes 25 bis boulevard Guy Mollet, F44300 Nantes cedex courriel : [email protected] Résumé : Les propriétés mécaniques du muscle et du tendon jouent un rôle important pour la réalisation d’un mouvement et sont impliquées de manière prépondérante dans la réalisation de performances sportives, la stabilité des articulations ou la survenue de blessures. Néanmoins, l’évaluation des propriétés mécaniques spécifiques du muscle et du tendon reste très difficile à réaliser in vivo. Pourtant, suite à certaines sollicitations chroniques (e.g. entraînements, réhabilitation), des modifications de propriétés mécaniques ont été observées de manière globale mais très peu d’études ont caractérisé les modifications spécifiques des différentes structures (i.e. muscles et tendons) ou des structures mono- et bi-articulaires impliquées (i.e. gastrocnémiens dans le cas des fléchisseurs plantaires) que ce soit en condition active ou passive. L’ensemble des méthodes développées dans cette étude doit permettre de caractériser spécifiquement les adaptations qualitatives et/ou quantitatives du système musculo-tendineux soumis à diverses sollicitations.

1. Introduction Les propriétés mécaniques des muscles et des tendons sont largement

impliquées dans le processus de stockage-restitution de l’énergie élastique ainsi que dans la transmission de la tension musculaire au squelette. Ces propriétés jouent un rôle déterminant pour la réalisation d’un mouvement et interviennent de manière importante dans la réalisation de certaines performances sportives [Walshe et Wilson, 97], dans la stabilité des articulations [Edwards, 07] ou dans la survenue de blessures [Butler et al., 03]. La raideur est le paramètre le plus communément

A. Fouré, A. Nordez, C. Cornu

112

utilisé pour caractériser les propriétés mécaniques du complexe musculo-tendineux [Goubel et Lensel-Corbeil, 03]. Différentes méthodes ont été développées pour déterminer non-invasivement la raideur musculo-articulaire in vivo en conditions active et passive. Ainsi, un modèle de type Hill [Hill, 51] est classiquement utilisé en biomécanique musculaire [Zajac, 89 ; Goubel et Lensel-Corbeil, 03] et adapté pour les expérimentations in vivo. Il comprend une composante élastique parallèle (CEP) dont le comportement est caractérisé en condition passive et qui intègre les structures tendineuses, aponévrotiques, conjonctives et sarcolemmiques associée en condition active (i.e. lors de la contraction musculaire) à la composante élastique série (CES) composée d’une fraction passive (i.e. principalement les structures tendineuses et aponévrotiques) et d’une fraction active (i.e. localisée au niveau des structures contractiles). Suite à certaines sollicitations chroniques (e.g. entraînements, réhabilitation), des modifications de propriétés mécaniques ont été observées au niveau de la CES et/ou de la CEP [e.g. Cornu et al., 97 ; Mahieu et al., 08]. Cependant, la dissociation du comportement de chaque composante reste très difficile à réaliser in vivo. Ainsi,mais très peu d’études ont caractérisé les modifications spécifiques des différentes structures (i.e. muscles et tendons) ou des structures mono- et bi-articulaires impliquées (i.e. gastrocnémiens dans le cas des fléchisseurs plantaires) que ce soit en condition active ou passive.

La méthode alpha est une méthode développée sur muscle isolé qui permet, à partir des données obtenues grâce à la méthode « short range », de dissocier les raideurs musculaire et tendineuse à partir d’une mesure globale [Morgan, 77]. Concernant la caractérisation de la raideur de la CEP, des étirements passifs cycliques sont classiquement réalisés afin d’obtenir des relations entre l’angle articulaire et le couple passif développé en résistance à l’étirement, à partir desquelles les propriétés mécaniques du complexe musculo-articulaire peuvent être extraites [Goubel et Lensel-Corbeil, 03] Récemment, l’utilisation de l’échographie a permis de dissocier le comportement des structures tendineuses et musculaires des fléchisseurs plantaires lors d’étirements passifs [e.g. Morse et al., 08]. L’utilisation de l’échographie a par ailleurs permis de quantifier la surface de section transversale du tendon d’Achilles [Muraoka et al., 04] et de certains muscles [Reeves et al., 04].

Le but de cette étude est de valider un protocole expérimental permettant d’évaluer les propriétés mécaniques et géométriques de l’ensemble des composantes du modèle du système musculo-tendineux en dissociant le comportement des structures musculaire et tendineuse, mono- et bi-articulaires ainsi que les propriétés géométriques et les caractéristiques mécaniques intrinsèques de chaque structures impliquées dans le mouvement de flexion plantaire.


113

2. Matériels et Méthodes 2.1. Évaluation des propriétés mécaniques du complexe musculo-tendineux en condition active

Les sujets étaient assis, jambe tendue, avec l’angle de flexion de la hanche fixé

à 70° (extension complète de la hanche, de la jambe et flexion plantaire complète = 0°) sur un dynamomètre permettant de mesurer le couple de force (T), l’angle et la vitesse angulaire de la cheville. Le protocole expérimental incluait : i) Après un échauffement de 3 min et 2 min de récupération, 2 essais de contraction maximale volontaire isométrique (CMVI) en flexion plantaire ont été réalisées à 75° d’angle de cheville avec 2 min de récupération entre chaque essai. ii) Les sujets réalisaient 14 essais consistant à maintenir 7 niveaux de couple dans un ordre aléatoire (2 essais tous les 10% de CMVI de 30 à 90% de CMVI). A chaque essai, un étirement rapide en flexion dorsale sur une amplitude de 20° (i.e. de 75 à 95°) était réalisé. Une amplitude moyenne de mouvement d’environ 7° était parcourue et une vitesse maximale de 250°/s était atteinte durant les première 60 ms d’étirement (i.e. fenêtre temporelle considérée pour le traitement des données). L’activité électromyographique de surface (EMGs) des 3 muscles du triceps surae (gastrocnemius medialis, gastrocnemius lateralis, soleus) ainsi que du tibialis anterior ont été enregistrés pendant toute la durée de l’expérimentation. Un essai était exclu a posteriori si une activité réflexe était présente dans les premières 60ms de l’étirement ou si le couple n’était pas maintenu constant par le sujet préalablement à l’étirement. Le couple de force et l’angle de la cheville étaient déterminés au début de l’étirement (i.e. quand la vitesse angulaire devient positive) et 60ms après. La raideur musculo-articulaire (RMA) de la cheville est calculée comme le ratio entre les variations du couple de force et de l’angle articulaire de la cheville [Blanpied et Smidt, 92 ; McHugh et Hogan, 04] pour chaque niveau de CMVI. La compliance musculo-articulaire (CMA) (i.e. inverse de la raideur) est considérée comme la compliance de deux ressorts placés en série, un représentant la compliance des structures de la CES dépendantes du couple et le second, la compliance des structures de la CES indépendantes de ce couple de force (i.e. CCES1 et CCES2 respectivement):

21 CESCESMA CCC += (1)

CCES1 est considérée comme étant inversement proportionnelle au couple de force [Morgan, 77] :

T

CCES0

1α= (2)

avec α0 représentant l’extension élastique causée par les structures de la CES dépendantes du couple. α0 est considéré comme constant pour la plage de couple testée [Morgan, 77 ; Ettema et Huijing, 94]. CCES2 est considérée comme constante


114

(i.e. structures indépendantes du couple). L’équation 1 peut ainsi s’exprimer de la manière suivante :

TCTC CESMA ×+=×= 20αα (3)

Ainsi, une régression linéaire était appliquée sur la relation alpha (α) – couple (T) puis α0 (i.e. l’ordonnée à l’origine) et CCES2 (i.e. le coefficient directeur) étaient calculés. Un indice de raideur des structures dépendantes du couple (IRCES1) et une raideur des structures indépendantes du couple (RCES2) étaient alors caractérisés comme l’inverse de α0 et CSEC2 respectivement.

- Évaluation de la raideur musculo-articulaire (RMA) de la cheville en condition active in vivo. - Détermination de la raideur des composantes active (IRCES1) et passive (RCES2) de la CES des structures impliquées dans le mouvement de flexion plantaire.

2.2. Évaluation des propriétés mécaniques du complexe musculo-tendineux en condition passive

Les sujets étaient placés en décubitus ventral avec les jambes en extension

complète. La session de test comprenait : i) Une mesure d’amplitude maximale de la cheville en flexion plantaire (AFPmax) et en flexion dorsale (AFDmax) ; ii) Cinq cycles d’étirements passifs (5°/s) de 80% de AFDmax à 80% de AFPmax avec la jambe en extension complète ; iii) Cinq cycles d’étirements passifs (5°/s) à cinq angles de flexion du genou, fixés grâce à un goniomètre manuel (15°, 30° 45° 60° et 80° par rapport à la position de référence : extension complète = 0°) afin d’appliquer le modèle de Hoang et al. (2005) permettant de caractériser la raideur des structures bi-articulaires à partir d’une mesure globale ; iv) Trois CMVI en flexion plantaire (CMVI P) et dorsale (CMVID) avec l’angle de la cheville fixé à 90°. Un dispositif de mesure EMGs a servi à vérifier a posteriori que les mesures étaient bien réalisées en conditions passives. Le déplacement de la jonction myotendineuse distale des gastrocnemii était déterminé par échographie.

Les images issues des vidéos réalisées lors des étirements cycliques passifs étaient extraites tous les 2° d’amplitude de la cheville durant le 5ème cycle de chaque série (i.e. réalisée à chaque angle de flexion du genou). Ensuite, des relations entre l’angle et le couple passif ; entre l’angle et le déplacement de la jonction myotendineuse étaient caractérisées. Le déplacement de la jonction myotendineuse était considéré comme l’allongement relatif des structures musculaires. Il était donc possible d’établir une relation couple-allongement du complexe musculo-tendineux, des structures musculaires et des structures tendineuses. A partir de ces relations, une raideur passive était déterminée comme la pente de la tangente à ces relations déterminée à l’amplitude articulaire maximale en flexion dorsale lors des cycles d’étirement pour le complexe


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musculo-tendineux (RPMA), les structures musculaires (RPm) et les structures tendineuses (RPt) respectivement. Par ailleurs, chaque relation couple-angle (i.e. réalisées aux différents angles de flexion du genou) a permis de caractériser la relation force-longueur des gastrocnemii par l’application du modèle de Hoang et al. (2005). Ce modèle considère que le couple passif mesuré résulte de la somme de trois contributions : celles des gastrocnemii en flexion dorsale et des structures mono-articulaire en flexion plantaire et dorsale. Or seule la contribution des gastrocnemii varie lors des étirements passifs cycliques réalisés aux différents angles de flexion du genou. Ainsi, par optimisation, des paramètres permettant de reconstruire la relation force-longueur du complexe musculo-tendineux des gastrocnemii sont identifiés (détails du modèle dans l’étude de Hoang et al. (2005)). La raideur maximale des gastrocnemii (RPGAS) était évaluée comme la pente de la tangente à la relation force-longueur pour la longueur du complexe musculo-tendineux des gastrocnemii maximale atteinte lors des étirements passifs. Grâce à l’échographie, les propriétés mécaniques des structures musculaires (RPmGAS) et tendineuses (RPtGAS) des gastrocnemii ont été par ailleurs dissociées.

- Évaluation de la raideur passive musculo-articulaire (RPMA) in vivo. - Détermination de la raideur passive musculaire (RPm) et tendineuse (RPt) des fléchisseurs plantaires. - Caractérisation de la raideur passive des gastrocnemii (RPGAS) et des structures mono-articulaires. - Détermination de la raideur passive musculaire (RPmGAS) et tendineuse (RPtGAS) des gastrocnemii.

2.3. Évaluation des propriétés géométriques du complexe musculo-tendineux Pour l’évaluation de la section musculaire, les sujets étaient placés debout avec

le genou et la cheville fléchis à 90°. La section musculaire était évaluée par la capture d’images échographiques transversales grâce à un système original permettant a posteriori de reconstruire une section musculaire complète des 3 muscles du triceps surae sur un axe situé à 30% de la longueur creux poplité-malléole externe de la cheville. Concernant la mesure de section transversale du tendon d’Achilles, les sujets étaient placés en décubitus ventral, jambe tendue et l’angle de la cheville fixé à 90°. La section du tendon était évaluée par la capture d’image transversale par échographie suivant un axe passant par les deux malléoles de la cheville droite. La mesure des surfaces de section tendineuse et musculaire ont été réalisées grâce au logiciel libre ImageJ (disponible sur le site internet à http://rsb.info.nih.gov/nih-image/).


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- Évaluation de la surface de section des 3 muscles du triceps surae (CSAm). - Évaluation de la surface de section du tendon d’Achilles (CSAt).

2.4. Analyse statistique Deux sessions de test identiques étaient réalisées à deux jours d’intervalle pour

chaque sujet. La reproductibilité de la caractérisation des différents paramètres évalués a été déterminée par un calcul de coefficient de corrélation intra-classe (CCI) évalué avec une formule 2,k, l’erreur standard de mesure associée (ESM) et le coefficient de variation (CV).

3. Résultats Les résultats montrent une bonne reproductibilité de la caractérisation des

différents paramètres (CCI > 0.8). Les résultats sont recensés dans la table 1 ci-dessous. Les résultats relatifs à la reproductibilité des mesures de RPt, RPm, RPtGAS et RPmGAS sont en cours de traitement. Tableau 1 : Résultats des différents paramètres mécaniques (en condition active et passive) et géométriques identifiés

n CCI CV (%) ESM RMA30% 14 0.88 3.8 0.16 N.m.°-1 RMA90% 14 0.94 3.1 0.20 N.m.°-1 IRCES1 14 0.94 6.0 0.01 °-1 RCES2 14 0.96 5.9 0.65 N.m.°-1 RPMA 5 0.80 11.6 0.10 N.m.°-1 RPGAS 5 0.98 10.8 4670 N.m-1 CSAt 8 0.99 2.2 0.78 mm² CSAm SO 16 0.84 9.4 1.83 cm² CSAm GM 16 0.91 6.2 1.02 cm² CSAm GL 16 0.94 9.1 0.78 cm² n : nombre de sujets ; CCI : coefficient de corrélation intraclasse ; CV : coefficient de variation ; ESM : erreur standard de mesure ; RMA : raideur musculo-articulaire de la cheville (à 30 et 90% de la contraction maximale volontaire isométrique) ; IRCES1 : indice de raideur de la portion active de la composante élastique série (CES) ; RCES2 : raideur de la portion passive de la CES ; RPMA : raideur passive musculo-articulaire ; RPGAS : raideur passive du complexe musculo-tendineux des gastrocnemii ; CSAt : surface de section transversale du tendon d’Achilles ; CSAm : surface de section transversale des muscles soleus (SO), gastrocnemius medialis (GM) et gastrocnemius lateralis (GL).


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4. Discussion De nombreuses études ont été développées afin d’évaluer la raideur du

complexe musculo-tendineux et musculo-articulaire. Néanmoins, la plupart d’entre elles ne permettent pas de distinguer simultanément la raideur des différentes structures impliquées (i.e. structures musculaires et tendineuses principalement) dans le mouvement de flexion plantaire. Dans cette étude, la méthode alpha et l’utilisation de l’échographie pendant des étirements passifs cycliques ont permis de déterminer des raideurs spécifiques des différentes composantes du modèle musculaire classiquement utilisé dans la littérature [Zajac, 89]. Par ailleurs, les propriétés géométriques de ces structures ont aussi été déterminées. La reproductibilité de ces méthodes a été démontrée, ce qui permet d’envisager leur utilisation pour étudier les modifications potentielles des propriétés géométriques et/ou mécaniques intrinsèques de ces tissus à la suite de sollicitations chroniques (e.g. entraînement, réhabilitation).

La raideur musculo-articulaire a déjà été évaluée in vivo pendant des contractions volontaires des fléchisseurs plantaires [e.g. Blanpied et Smidt, 92] ou des extenseurs du genou [McHugh and Hogan, 04] en utilisant la même méthode que celle mobilisée dans notre étude. Nos valeurs de raideur déterminées à 30 et 90% de CMVI montrent une très bonne reproductibilité (CCI de 0.88 et 0.94, respectivement). L’originalité de la méthode est de pouvoir identifier des paramètres reproductibles relatifs à la raideur des fractions active (IRCES1) et passive (RCES2) de la CES (CCI de 0.96 et 0.94, respectivement). Néanmoins, l’hypothèse qui considère la raideur tendineuse comme constant sur l’amplitude de force testée est discutable. En effet, Proske and Morgan (1987) avaient considéré que la raideur du tendon isolé était constante pour des forces supérieures à 20-30% de la force maximale isométrique. Mais des études récentes réalisées par échographie sur le tendon in vivo semblent montrer que la raideur du tendon serait constante pour des couples de force supérieurs à 50% du couple de force maximal [e.g. Kubo et al., 07]. Par ailleurs, la méthode présentée dans cette étude est réalisée à partir de contractions volontaires et non par électrostimulation pour nous affranchir du problème de l’évaluation de la raideur pour des niveaux de contractions de faibles intensités [Cook et McDonagh, 96 ; Svantesson et al., 00]. Ce point a d’ailleurs été critiqué dans une étude concernant l’évaluation des propriétés mécaniques du tendon in vivo [Maganaris et Paul, 99] car les amplitudes de force évaluée par électrostimulation ne correspondent pas à la portion linéaire de la relation force-longueur du tendon (i.e. à partir de laquelle la raideur du tendon est classiquement identifiée). En ce qui concerne les propriétés mécaniques passives, notre objectif était de combiner des méthodes existantes afin de dissocier le comportement des différentes structures impliquées (i.e. musculaires et tendineuses). Ainsi les valeurs de raideur musculo-articulaire et musculo-


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tendineuse des gastrocnemii obtenues sont reproductibles (CCI de 0.80 et 0.98, respectivement) comme cela fut déterminé dans d’autres études [e.g. Magnusson, 98; Hoang et al., 05]. Un des points importants de notre étude est l’utilisation de l’échographie permettant de dissocier la raideur des structures musculaires et tendineuses à partir d’une mesure de raideur globale (i.e. musculo-articulaire et musculo-tendineuse de complexe musculo-tendineux des gastrocnemii). Les résultats de reproductibilité des paramètres obtenus lors des expérimentations mobilisant l’échographie (RPm, RPt, RPmGAS et RPtGAS) sont en cours de traitement. Enfin, les propriétés géométriques des structures tendineuses et musculaires ont été déterminées par échographie. Les résultats montrent une bonne reproductibilité des méthodes (CCI de 0.99 pour CSAt et CCI compris entre 0.84 et 0.94 pour CSAm). Ces méthodes sont déjà validées sur le tendon d’Achilles [e.g. Muraoka et al., 04] et d’autres groupes musculaires [Reeves et al., 04]. Elles permettent d’obtenir des informations sur la géométrie des structures et ainsi déterminer à partir des mesures globales, les propriétés mécaniques intrinsèques des tissus et leurs adaptations potentielles à une sollicitation chronique (e.g. entraînement, réhabilitation).

Pour conclure, les méthodologies présentées dans cette étude permettent d’obtenir des informations sur le comportement globale des structures impliquées dans les mouvements de flexion plantaire, de dissocier le comportement des différentes structures et de rendre compte de la nature des adaptations physiologiques potentielles impliquées par une sollicitation chronique. L’évaluation des propriétés mécaniques des différentes structures du complexe musculo-tendineux doit permettre d’optimiser les protocoles d’entraînement et de rééducation afin d’aboutir à une plus grande efficacité motrice.

5. Références [Blanpied et Smidt, 92] Blanpied, P., Smidt, G.L., Human plantarflexor stiffness to

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Effet de l’intensité sur la standardisation en régime excentrique

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Effet de l’intensité sur la standardisation des modalités isocinétique et isotonique en régime de contraction excentrique Gaël Guilhem, Christophe Cornu et Arnaud Guével Laboratoire Motricité, Interactions, Performance, EA 4334 Université de Nantes 25b, bd Guy Mollet F44000 Nantes courriel : [email protected] Résumé : L’exercice excentrique est particulièrement utilisé à l’entraînement pour développer la force maximale des sportifs ou en rééducation pour restaurer la fonction motrice. Cette étude vise à étudier l’impact de l’intensité de l’exercice sur une méthodologie de standardisation des modalités isocinétique (IK) et isotonique (IT), développée lors d’une étude préliminaire réalisée à 120 % de la répétition maximale (1RM) en IT. 14 sujets ont réalisé une séance de familiarisation suivie de deux séances de test réalisées respectivement à 100 et 120 % de 1RM en IT. La standardisation a montré une concordance satisfaisante de la quantité de travail réalisée et de la vitesse de mouvement pour les deux intensités testées. Le nombre de répétitions nécessaires en IK a été moins important qu’en IT pour l’intensité 100 % de 1RM. L’activité électromyographique de surface des muscles extenseurs du genou a été plus importante en IK qu’en IT pour l’intensité 100 % de 1RM. Cette étude a permis de valider la méthodologie de standardisation à une intensité plus faible. Ces résultats sont actuellement utilisés afin de déterminer les adaptations spécifiques à la modalité d’entraînement excentrique utilisée.

1. Introduction

Une contraction musculaire est excentrique lorsque la contrainte mécanique imposée à un muscle ou à un groupe musculaire est supérieure à la force produite par l’ensemble des unités motrices activées. L’allongement forcé du complexe muscle-tendon qui accompagne alors la production de force, est désigné sous le terme de lengthening contraction en opposition au régime de contraction concentrique (shortening contraction). Cette contrainte mécanique est particulièrement utilisée à l’entraînement pour améliorer la force maximale des sportifs [Higbie and al., 96] mais également dans les protocoles de rééducation pour restaurer la fonction motrice [Croisier and al., 07]. L’exercice excentrique est classiquement réalisé à vitesse constante (isocinétique, IK) [Kellis and

G. Guilhem, C. Cornu, A. Guével

122

Baltzopoulos, 95] ou contre une charge externe constante (isotonique, IT) [Higbie and al., 96]. Ces spécificités de contrainte mécanique peuvent ainsi induire des sollicitations différentes des éléments des systèmes neuromusculaire et musculo-squelettique en fonction du mode d’exercice utilisé (IT ou IK). Des études récentes réalisées sur le régime concentrique en conditions standardisées n’ont pas mis en évidence d’effets spécifiques à la modalité de sollicitation IT ou IK, du point de vue des adaptations nerveuses [Remaud, 07]. Afin de comparer les impacts spécifiques de ces deux modalités de sollicitation sur le système neuromusculaire en régime excentrique. Lors d’une étude préliminaire un dispositif spécifique a été développé, permettant la réalisation de contractions excentriques en mode IT [Guilhem and al., 2008]. Ce développement matériel a ensuite permis la mise en place d’une méthodologie de standardisation des deux modalités pour une intensité fixée à 120 % de la répétition maximale (1RM) en IT. Or, l’exercice excentrique étant relativement exigeant pour le système musculo-articulaire, l’utilisation des intensités supra-maximales qui caractérisent ce régime de contraction, est souvent précédée d’une période d’entraînement à plus faible charge. Cette étude a donc pour but de tester l’effet de l’intensité de la charge sur la standardisation des modalités IK et IT en régime excentrique. 2. Matériels et méthodes 2.1. Dynamomètre

L’étude a été réalisée sur un dynamomètre isocinétique (Biodex® System 3 Pro, Shirley, NY, EU) modifié. Afin d’être en mesure d’imposer une charge constante sur l’ensemble de l’amplitude articulaire, un module composé de charges guidées classiquement utilisé en entraînement en force a été implémenté au dynamomètre. Les masses ont été reliées au bras de levier par l’intermédiaire d’un câble en acier passant dans une cam semi-circulaire (diamètre = 0,395 m) fixée au bras de levier et permettant de maintenir constant le couple de force imposé par les masses. Ce système a été testé et validé lors d’une étude préliminaire [Guilhem and al., 08]. Les paramètres mécaniques de couple de force, de vitesse angulaire et angle articulaire ont été mesurés au cours des contractions. 2.2. Protocole expérimental

14 étudiants en sciences du sport (22 ± 3 ans ; 180 ± 6 cm ; 78 ± 9 kg) ont participé à cette étude. Chaque sujet a effectué trois séances : une séance de familiarisation et deux séances de test, réalisées à une semaine d’intervalle. Lors de chaque séance de test, les sujets ont effectué un échauffement de 5 minutes sur


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ergocycle, suivi d’un échauffement spécifique sur l’ergomètre. La répétition maximale, déterminée lors de la séance de familiarisation a ensuite été affinée avec une seconde évaluation effectuée au début de la 1ère séance de test. La valeur alors obtenue a été conservée pour les deux séances de test. Pour chaque séance de test, les sujets ont ensuite réalisé 2 séries de contractions en mode IT et 2 séries en mode IK. Chaque série était constituée de flexions excentriques de la jambe droite de 30 à 90° (0° = jambe en extension complète). La première séance de test a été réalisée à 120% de 1RM en mode IT et la seconde séance à 100 % de 1RM. Le temps de récupération entre les séries a été fixé à 5 minutes. 2.3. Procédure de standardisation

Les séries de contractions ont été organisées selon l’ordre suivant : IT, IK, IT, IK. Pour chaque série, la quantité de travail réalisée et la vitesse moyenne de mouvement ont été calculées sur l’ensemble de l’amplitude de mouvement (de 30 à 90°). Chaque série IT était constituée de 8 répétitions. La série IK comprenait n répétitions, n correspondant au nombre de répétitions nécessaires en IK pour réaliser la même quantité de travail que celle calculée en mode IT. La vitesse angulaire de mouvement fixée en IK correspondait à la vitesse moyenne calculée pour la série correspondante en mode IT. 2.3. Électromyographie de surface

Au cours de chaque séance de test, l’activité électromyographique (EMG) des muscles extenseurs du genou (vastus lateralis, VL ; vastus medialis, VM ; rectus femoris, RF) a été enregistrée à l’aide d’électrodes de surface avec une distance inter-électrodes de 10 mm. L’impédance entre la peau et les électrodes a été réduite en-deçà de 55 kΩ en préparant la peau selon les procédures standards. Les électrodes de surface ont été placées selon les recommandations SENIAM, entre le tendon distal et le point moteur, en respectant l’orientation supposée des fibres musculaires. Les signaux EMG ont été pré-amplifiés (gain = 1000), échantillonnés à 1024 Hz et filtrés avec une bande passante comprise entre 20 et 400 Hz. La RMS a été déterminée pour chaque répétition et pour chacun des muscles dans les deux modes. 2.3. Analyse statistique

La concordance des valeurs de quantité de travail réalisée et de vitesse angulaire de mouvement a été évaluée par la méthode graphique de Bland-Altman. Les différences d’activité électrique musculaire (RMS) ont été déterminées par une ANOVA à 4 facteurs à mesures répétées (mode x série x muscle x répétition). Les


124

différences en termes de nombre de répétitions effectuées entre les deux modes ont été mises en évidence par un test de Wilcoxon. 3. Résultats

La standardisation a montré une correspondance satisfaisante des valeurs de quantité de travail et de vitesse de mouvement entre les deux modes et pour les deux intensités testées (Figure. 1).

Figure. 1 : Concordance des valeurs de quantité de travail réalisé et de vitesse angulaire de

mouvement représentée par la méthode graphique de Bland-Altman. n : nombre de sujets ; IT : isotonique ; IK : isocinétique ; IC95% : 1,95 x 2 écart-types

Le nombre de répétitions nécessaires en IK était significativement moins

important qu’en IT à 100 % de 1RM pour réaliser la même quantité de travail (7,5 – 7,4 vs. 8 – 8 ; p < 0,05) (Figure. 2).

Par ailleurs, la RMS des muscles extenseurs du genou était significativement plus importante en IK qu’en IT, lorsque les séries IT étaient réalisées à 100% de 1RM (ANOVA à mesures répétées, p < 0,05), alors qu’il n’existe pas de différence à 120% de 1RM.


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Figure. 2 : Nombre de répétitions réalisées dans chaque mode (IT vs. IK) pour une intensité fixée en mode isotonique à 120 et 100 % de la répétition maximale (1RM) pour chaque série

(1 et 2). * p < 0,05 4. Discussion

Cette étude a permis de valider la standardisation des modes IK et IT en régime excentrique à 100% de 1RM. Dans ces conditions standardisées, un nombre de répétitions moins important a été nécessaire en excentrique IK pour réaliser la même quantité de travail qu’en excentrique IT. Les niveaux de couple de force musculaires plus faibles à 100 % de 1RM qu’à 120 % de 1RM et la vitesse de mouvement comparable entre les deux niveaux d’intensité d’exercice peuvent en partie expliquer ces résultats. Le niveau d’activité des muscles extenseurs du genou est également plus important en excentrique IK qu’en IT à 100% de 1RM. Ces résultats sont actuellement mobilisés dans le cadre d’une étude longitudinale impliquant l’utilisation progressive des deux intensités testées. De tels travaux viseront à déterminer les effets spécifiques de 9 semaines d’entraînement excentrique IK vs. IT en termes de gains de force, mais aussi du point de vue des adaptations structurales et nerveuses induites par ces deux modalités d’entraînement. De tels travaux permettront de mieux justifier les choix des contenus des programmes d’entraînement en force mais aussi des protocoles de rééducation dans lesquels est utilisé le régime de contraction excentrique.


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5. Références [Croisier and al., 07] An isokinetic eccentric programme for the management of chronic lateral epicondylar tendinopathy. Br. J. Sports Med., 41, 269-275. [Guilhem and al., 08] Development of a methodology for the standardization of isotonic vs. isokinetic eccentric contraction modes. Comput Methods Biomech Biomed Engin. 11, 109-111. [Higbie and al., 96] Higbie, E. J., Cureton K. J., et al. Effects of concentric and eccentric training on muscle strength, cross-sectional area, and neural activation. J Appl Physiol, 81, 2173-81. [Kellis and Baltzopoulos, 95] Kellis, E., and V. Baltzopoulos. Isokinetic eccentric exercise. Sports Med. 202-22. [Remaud, 07] Adaptations nerveuses du système neuromusculaire à l’exercice isotonique versus isocinétique. A thesis.

Pertinence de la fusion des données d’imagerie et de mesure du mouvement

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Pertinence de la fusion des données d’imagerie et de mesure du mouvement : un indice de cohérence articulaire Julien Leboucher et Cédric Schwartz INSERM U650, CHU de Brest 2 Avenue Foch 29200 Brest courriel : [email protected] Fabien Leboeuf Pôle Médecine Physique et Réadaptation, Hôpital Saint Jacques – 85 rue Saint Jacques – 44093 Nantes cedex 1 Mathieu Lempereur, Sylvain Brochard et Olivier Rémy-Néris INSERM U650, CHU de Brest 2 Avenue Foch 29200 Brest Résumé : L’analyse du mouvement humain par capteurs externes a pour but d’estimer le mouvement des structures osseuses que les artéfacts dus au mouvement de la peau rendent impossible à mesurer directement. Ces contraintes rendent nécessaire l’application d’un modèle biomécanique en préalable à l’analyse du mouvement des structures osseuses. Nous proposons ici l’évaluation d’un modèle biomécanique du membre supérieur basé sur la littérature et utilisant des centres et axes de rotations s’appuyant sur la mise en correspondance de quadriques aux surfaces articulaires impliquées dans le mouvement. L’évaluation de ce modèle est réalisée grâce à un indice de cohérence articulaire prenant en compte la distance entre les surfaces mises en jeu ainsi que le nombre de points en vis-à-vis. Les résultats issus de la simulation d’un mouvement de flexion du coude montrent la supériorité de notre modèle, du point de vue de l’indice de cohérence, par rapport à deux autres axes suggérés par la littérature.

1. Introduction La mesure du mouvement par capteurs externes chez l’homme est utilisée par

les cliniciens pour expliquer les rapports au cours du temps entre des segments de membre articulés. Pour réaliser cet objectif à partir de la simple mesure de coordonnées 3D des marqueurs externes, il est nécessaire de faire appel à des

J. Leboucher, C. Schwartz, F. Leboeuf, M. Lempereur, S. Brochard, O. RémyNéris

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modèles biomécaniques (Freund et Takala, 2001 ; Kecskeméthy et Weinberg, 2005 ; Maurel et Thalmann, 2000 ; Kontaxis et al., 2009 ; Veeger et al., 1997) dont la pertinence est inhomogène et la vérification sur le corps humain encore très incertaine. Si des techniques d’imagerie commencent à permettre une mesure du mouvement (Takasaki et al., 2009), celle-ci est extrêmement contrainte tant par le matériel que par les processus de calcul de l’image. Or, la fusion des données d’imagerie et de mesure du mouvement devient aujourd’hui possible (Biagi et al., 2008). Cette technique permet donc de commencer à vérifier la pertinence des modèles biomécaniques. Toutefois, cette vérification nécessite de mettre en place des outils d’évaluation de la pertinence des mouvements des structures osseuses virtuelles, en particulier de l’agencement des surfaces articulaires. L’objet de notre travail a été le développement et l’évaluation d’outils d’estimation de la cohérence des surfaces articulaires au niveau du membre supérieur au cours du mouvement.

2. Modélisations des articulations du membre supérieur Les modèles des articulations du membre supérieur présentés dans la littérature

sont nombreux et variés, nous proposons ici d’en présenter les principaux sous l’angle des articulations majeures composants le membre supérieur. Les articulations retenues ont été les suivantes : gléno-humérale, huméro-ulnaire, huméro-radiale et radio-ulnaire proximale et distale.

2.1. Articulation gléno-humérale

L’articulation gléno-humérale (GH) est une des articulations du complexe de

l’épaule avec les articulations scapulo-claviculaire, scapulo-thoracique et thoraco-claviculaire. Les surfaces osseuses mises en jeu dans cette articulation sont la glène et la tête humérale. L’étude de la littérature montre la coexistence de deux modèles pour la tête humérale : le premier consiste en une simple sphère (Boileau et Walch, 1997) et le second décrit la périphérie de la tête humérale comme « légèrement elliptique » (Iannotti et al., 1992). Un certain nombre d’études relèvent aussi une translation de la tête humérale par rapport à la glène (Kelkar et al., 2001). Malgré les translations et la non-sphéricité parfois relevés, cette articulation est généralement modélisée comme une liaison rotule (Freund et Takala, 2001 ; Maurel et Thalmann, 2000 ; Pennestrì et al., 2007 ; Veeger, 1997) même s’il a été récemment proposé une alternative (Terrier et al., 2008).


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2.2. Articulation huméro-ulnaire L’articulation huméro-ulnaire (HU) est une des articulations du coude. Elle est

principalement responsable de la flexion-extension du coude. Cette articulation présente dans la réalité un mouvement complexe entre la trochlée humérale et la grande cavité ulnaire. En effet, si son mouvement permet principalement la flexion de l’articulation du coude, il présente également des rotations selon un axe proche de l’axe principal d’inertie de l’ulna (Nakamura et al., 1999).

La flexion-extension du coude étant largement prépondérante dans le mouvement de l’ulna par rapport à l’humérus, cette articulation généralement modélisée comme une liaison pivot d’axe fixe (Freund et Takala, 2001 ; Pennestrì et al., 2007) malgré la mobilité de cet axe démontrée in vitro (Bottlang et al., 2000) et in vivo (Goto et al., 2004). Néanmoins, d’autres modèles alternatifs (Kecskeméthy et Weinberg, 2005) proposent d’ajouter des liaisons élastiques à l’articulation HU afin de permettre une rotation et un déplacement limité à l’ulna.

2.3. Articulation huméro-radiale

L’articulation huméro-radiale (HR) fait elle aussi partie du coude. Elle rend

possible, avec les articulations radio-ulnaire proximales et distales, la pronation-supination de l’avant-bras. Elle permet également au radius de suivre l’ulna lors de la flexion-extension du coude. Les surfaces articulaires mises en jeu par cette articulation sont le condyle huméral et la cupule radiale.

Cette articulation est généralement modélisée comme une liaison rotule (Freund et Takala, 2001 ; Kecskeméthy et Weinberg, 2005 ; Pennestrì et al., 2007 ), ce qui néglige la très faible translation antéro-postérieure observée in vitro (Olsen et al., 1998 ; Dunning et al., 2003).

2.4. Articulations radio-ulnaire

Les articulations radio-ulnaires sont au nombre de deux et comprennent

l’articulation radio-ulnaire proximale (RUP), troisième articulation du coude, et l’articulation radio-ulnaire distale (RUD). Ce sont ces deux articulations qui rendent possible la prono-supination, avec l’articulation HR précédemment citée. Les surfaces articulaires mises en jeu par l’articulation RUP sont la tête radiale et l’incisure radiale de l’ulna, celles de la RUD sont la tête ulnaire et l’incisure ulnaire du radius.

Assez peu d’études se sont intéressées au mouvement relatif des surfaces de la RUP, mais on peut néanmoins citer les travaux de Baeyens et al. (2006) qui ont remarqué une translation antéro-postérieure de la tête du radius par rapport à l’incisure radiale de l’ulna lors de la prono-supination. En ce qui concerne


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l’articulation RUD, ces mêmes auteurs suggèrent un centre de rotation de l’incisure ulnaire du radius par rapport à la tête ulnaire se situant à proximité du « centre de courbure de la surface articulaire de l’ulna ». D’autres auteurs s’accordent sur un axe de rotation du radius par rapport à l’ulna passant par la tête ulnaire dans des études in vivo (Nakamura et al., 1999 ; Tay et al., 2008) et in vitro (Veeger et al., 1997). Ces derniers groupes de recherche observent également que cet axe passe par la tête radiale.

La modélisation la plus courante de l’effet des articulations RUP et RUD sur le mouvement du radius et de l’ulna est une liaison pivot (Freund et Takala, 2001 ; Veeger et al., 1997). 3. Méthode 3.1. Modèle cinématique du membre supérieur

Le modèle du membre supérieur que nous avons mis en pl ace est fondé sur une

cinématique liant la scapula, l’humérus, le radius et l’ulna et sur un certain nombre de surfaces anatomiques d’intérêt nous permettant d’obtenir centres et axes fonctionnels du mouvement.

La chaîne cinématique retenue pour le membre supérieur est constituée d’une liaison rotule entre la scapula et l’humérus, d’une liaison pivot entre l’humérus et l’ulna et d’une seconde liaison pivot entre le radius et l’ensemble humérus-ulna. Ces liaisons rendent possible les mouvements de rotation et d’élévation du segment bras, la flexion-extension du coude et la prono-supination de l’avant-bras, respectivement.

Les différents centres et axes de rotation utilisés ont été les suivants : centre de la tête humérale pour l’articulation scapulo-humérale ou, plus précisément, gléno-humérale (GH), axe de la trochlée humérale pour l’articulation huméro-ulnaire ; axe de rotation passant par le centre du condyle huméral et le centre de la tête ulnaire pour l’articulation radio-huméro-ulnaire. Cette modélisation est basée sur des résultats et des hypothèses couramment observés dans la littérature (Allaire et al., 2003 ; Maurel et Thalmann, 2000 ; Tay et al., 2008 ; Veeger et al., 1997 ; Yasutomi et al., 2002).

Les centres et axes fonctionnels des articulations du membre supérieur décrits ci-dessus ont été obtenus à l’aide d’un algorithme robuste de mise en correspondance des surfaces articulaires d’intérêt avec des surfaces quadriques réglées (Allaire et al., 2007). Les surfaces utilisées ont été la tête humérale, modélisée par un ellipsoïde dont le centre a été pris comme centre de rotation de l’articulation GH ; la trochlée humérale, mise en correspondance avec un hyperboloïde dont l’axe principal de symétrie est pris comme axe de rotation de


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l’articulation HU ; le condyle humérale et la tête ulnaire, modélisés en ellipsoïdes dont les centres portent l’axe de rotation du radius par rapport à l’ensemble humérus-ulna. Ces surfaces ont été segmentées manuellement et sont utilisées dans le calcul de l’indice de cohérence articulaire décrit dans la partie cicentres et axes de rotations sont illustrés en figure 1.

Figure 1 – Centre et axes de rotations articulaires obtenus par extractaxes de symétrie issus de la mise en correspondance robuste, par des surfaces quadriques réglées, des surfaces articulaires d’intérêt : (a) centre de rotation de l’articulation GH, (b) axe de rotation de l’articulation HU, (c) centre du condyle huméral et (d) centre de la tête ulnaire par lesquels passe l’axe de pronation-supination 3.2. Indice de cohérence

Le but de la fusion de l’imagerie médicale et des données cinématiques est

d’évaluer les ajustements des surfaces articulaires au cours du mouvement. A cette fin, l’indice de cohérence articulaire que nous proposons a été développé de manière à être sensible aux erreurs de segmentation et d’acquisition de mesure cinématiques pouvant mener aussi bien à des collisions qu’à des dislocatiosseuses. Cet indice repose sur la distance intra-articulaire et la quantité de points en vis-à-vis de 2 surfaces articulaires délimitées.

Le calcul de l’indice est fondé sur le produit de deux fonctions de poids basées sur des estimateurs de Tukey. La première est liée au nombre de points en visvis, alors que le second utilise la distance moyenne entre ces points. Le calcul est le suivant :

b a c

gerie et de mesure du mouvement

; le condyle humérale et la tête ulnaire, modélisés en ellipsoïdes dont les centres portent l’axe de rotation du radius par rapport à l’ensemble

uellement et sont utilisées dans le calcul de l’indice de cohérence articulaire décrit dans la partie ci-dessous. Les

Centre et axes de rotations articulaires obtenus par extraction des centres et

axes de symétrie issus de la mise en correspondance robuste, par des surfaces quadriques : (a) centre de rotation de l’articulation GH, (b)

condyle huméral et (d) centre de la tête

Le but de la fusion de l’imagerie médicale et des données cinématiques est ours du mouvement. A cette

fin, l’indice de cohérence articulaire que nous proposons a été développé de manière à être sensible aux erreurs de segmentation et d’acquisition de mesure cinématiques pouvant mener aussi bien à des collisions qu’à des dislocations

articulaire et la quantité de points

Le calcul de l’indice est fondé sur le produit de deux fonctions de poids basées première est liée au nombre de points en vis-à-

vis, alors que le second utilise la distance moyenne entre ces points. Le calcul est le

d


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Avec : la fonction poids correspondant à la distance,

correspondant au nombre de vis-à-vis, le nombre de vis-à-vis dans la position de référence, le nombre de vis-à-vis dans la position étudiée, rejet du nombre de vis-à-vis, la distance moyenne entsurfaces dans la position de référence, la distance moyenne entre les points de la surface dans la position étudiée et le point de rejet du poids de la distance. La position de référence est la position relative dans laquelle se trouvaient les surfaces lors de l’imagerie médicale.

Les surfaces segmentées, complémentaires à celles décrites au 3.1. sontglène, s’articulant avec la tête humérale pour l’articulation GH, la grande cavité ulnaire, s’articulant avec la trochlée humérale pour l’HU, la cupule radiale, avec le condyle humérale pour l’HR, et l’incisure ulnaire du radius, avec la tête ulnaire pour la RUD.

4. Résultats et discussion Les résultats présentés sont issus de l’étude de simulations de rotat

autour de l’axe de l’articulation huméro-ulnaire. Ces résultats sont ceux de l’indice de cohérence pour l’articulation huméro-ulnaire décrite ci-dessus pour différents axes de rotations. Les axes de rotation utilisés sont issus de marqueurs disposés sur les repères anatomiques épicondyle et épitrochlée, de ces mêmes sites anatomiques issus de l’imagerie médicale et de l’axe de symétrie longitudinal d’un hyperboloïde interpolé à la surface de la trochlée humérale [Allaire issue de l’imagerie elle aussi. Ces axes sont appelés axe marqueurs, axe anatomique et axe morphologique, respectivement. L’indice de cohérence pour un mouvement de flexion simulée autour de ces axes est présenté en figure 2.

Figure 2 – Indices de cohérence articulaire issus d’une simulation de flexion de l’articulation huméro-ulnaire pour différents modèles d’axes de rotation (morphologique,

anatomique et issus de marqueurs cutanés)


la fonction poids vis dans la position

vis dans la position étudiée, le point de la distance moyenne entre les points des

la distance moyenne entre les points le point de rejet du poids de la

e dans laquelle se trouvaient

Les surfaces segmentées, complémentaires à celles décrites au 3.1. sont : la glène, s’articulant avec la tête humérale pour l’articulation GH, la grande cavité

ec la trochlée humérale pour l’HU, la cupule radiale, avec le condyle humérale pour l’HR, et l’incisure ulnaire du radius, avec la tête ulnaire

Les résultats présentés sont issus de l’étude de simulations de rotations réalisées ulnaire. Ces résultats sont ceux de l’indice

dessus pour différents axes de rotations. Les axes de rotation utilisés sont issus de marqueurs cutanés disposés sur les repères anatomiques épicondyle et épitrochlée, de ces mêmes sites anatomiques issus de l’imagerie médicale et de l’axe de symétrie longitudinal d’un hyperboloïde interpolé à la surface de la trochlée humérale [Allaire et al., 2007] issue de l’imagerie elle aussi. Ces axes sont appelés axe marqueurs, axe anatomique et axe morphologique, respectivement. L’indice de cohérence pour un mouvement de flexion simulée autour de ces axes est présenté en figure 2.

ence articulaire issus d’une simulation de flexion de

ulnaire pour différents modèles d’axes de rotation (morphologique,


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L’étude des indices de cohérence articulaire obtenus par simulation d’un mouvement de flexion du coude nous montre que l’axe morphologique produit un indice de cohérence sensiblement égal à 1. Les indices issus des deux autres simulations offrent des profils similaires l’un à l’autre tout en présentant de meilleures valeurs pour l’axe anatomique que pour l’axe marqueurs. Les indices issus des axes anatomique et marqueurs croissent jusqu’à 20° de flexion environ puis diminuent lorsque l’angle augmente.

La meilleure performance de l’axe morphologique montre la supériorité de l’approche forme-fonction concernant les indices de cohérence lors de la simulation de mouvement au niveau de l’articulation huméro-ulnaire. Les meilleurs résultats obtenus avec l’axe anatomique par rapport à l’axe issus des marqueurs cutanés peuvent vraisemblablement être liés aux artéfacts dus aux mouvements de peau. Concernant le maximum atteint par l’indice de cohérence obtenu pour ces deux derniers axes aux alentours de 20° de flexion, ceci est dû fait que la position de référence, i.e. celle du sujet dans le scanner, présentait un angle de flexion du coude de 20,7°.

5. Conclusions Le mouvement des structures osseuses issu de l’association de modèles

biomécaniques et de procédés d’analyses cinématiques méritent d’être validés par le biais de l’imagerie médicale. L’utilisation d’indice de cohérence articulaire est une piste que nous avons explorée dans ce travail préliminaire. Nos résultats apportent des éléments contribuant à la discussion sur la validité des repères anatomiques recommandés (Référence ISB) pour la mesure du mouvement du membre supérieur. Une étude plus approfondie devrait permettre de proposer de nouvelles références pour le positionnement des marqueurs externes et susciter le développement de modèles biomécaniques prenant en compte une validation morphologique que les techniques d’imagerie rendent désormais possibles. Par ailleurs, le développement de nouveaux modèles biomécaniques devrait prendre en compte la morphologie articulaire afin de rendre compte au mieux des phénomènes biologiques qu’ils tentent de décrire.

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Biomechanics and rowing: injury prevention or performance enhancement or both?

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Biomechanics and rowing: Injury prevention or performance enhancement or both? Alison McGregor PhD MSc MCSP Biosurgery & Surgical Technology, Faculty of Medicine, Imperial College London Charing Cross Hospital Campus, London W6 email: [email protected]

Abstract: Increasingly biomechanical measures of movement are being used to understand injury mechanisms and enhance performance. Frequently rowing injuries are attributed to poor rowing technique suggesting a need to understand technique and its influencing factors. Since back pain in one of the commonest injuries amongst rowers this talk will focus on the lumbar spine. Over the past 10 years the research team at Imperial College has studied the kinematics of rowing technique amongst rowers, and investigated the influence of parameters such as fatigue, performance level and training on these. In addition it has also looked at other non kinematic parameters that facilitate the spine to function optimally including muscle function – strength and activity and motor control. From this recommendations have been made with respect to training programmes and rowing styles that are thought to minimise the risk of low back pain and enhance performance.

1. Introduction

Rowing is one of the oldest competitive sports in the world, with much of its

history embedded in the River Thames and the professional Waterman. The Doggett’s Coat and Badge Race is the oldest rowing race recorded in history and involves apprentice Watermen competing on the Thames between London Bridge and Chelsea. Rowing has been included as an Olympic event since the evolution of the modern Olympic Games and continues to this day. Competition in rowing is fierce with races being won and lost by tenths of a second, as a consequence many coaches and athletes are looking to optimise performance, through training regimes, equipment and refinement of technique.

Rowing is classed as an endurance sport and it involves an interaction between physical strength, the skill and coordination of the athlete, the optimal equipment design and the optimal interaction between the rower and the rowing shell and the water. Research investigating the skill of the rower in terms of biomechanics/ rowing kinematics in the past was limited with most work either focusing on the

A. McGregor

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design of the equipment and the mechanics of the rowing shell in the water, or focusing on optimising the athlete’s strength and physiology.

A key factor impacting on the kinematics of performance has been injury, and it has been reported that back pain is a frequently reported problem in rowers [Hickey et al 1997, Roy et al 1990]. Estimates suggest that 75% of elite rowers report one or more episodes of back pain [Ong et al 2003], whilst Teitz et al [2002] noted a 32% incidence in intercollegiate rowers. A further implication of the injury is the lost training, with on average 24 days per year lost to back pain. The spine has been suggested to be the central part of the kinematic chain in rowing linking the power generating sources ie the arms and legs, of the stroke that is then transferred into power at the oar [Holt et al 2003]. This would suggest that it is important to understand spinal function in rowers and rowing if we are to gain an insight into injury mechanisms and thus prevention. Panjabi [1992] proposed that to function normally the spine requires a control system (the nerves and central nervous system), plus subsystems of active elements (the muscles), and passive elements (the vertebrae and discs), and through the research programme at Imperial College we have attempted to understand spinal function during rowing from these three perspectives with a view to optimising performance and minimizing injury.

2. Kinematic analysis In this section of our research programme we have approached understanding

Panjabi’s [1992] passive system by investigating the kinematics of the spine and lower limb during rowing. Soper and Hume [2004] in their review of rowing performance speculated that the kinematics of rowing technique would have a contributory role. They were however, unable to clarify how such measures would influence or predict a good performance. In our kinematic studies of rowing we have attempted to develop a tool to understand rowing kinematics and to investigate what parameters influence this whilst also trying to determine the influence of technique on performance. This has involved a series of small projects over the past 10 years.

2.1. Methodologies employed to investigate kinematics

To develop an understanding of rowing kinematics a controlled environment was chosen and to date all studies have been performed on a rowing ergometer (Concept II, model C and D) in the laboratory setting. Rowing ergometers are used extensively in the assessment and training of athletes and are acknowledged to simulate although not replicate on-water rowing [Lamb 1989]. To assess the kinematics of the spine an electromagnetic motion analysis system, the Flock of


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Birds (Ascension Technology, Burlington, Vt, USA) which measures the position and orientation of 4 receivers relative to a transmitter, was used. The receivers were placed at the thoraco-lumbar (ie spinous process of T12) and lumbo-sacral (ie the spinous process of S1) junctions and at the mid point between the lateral femoral epicondyle and the greater trochanter [Bull and McGregor 2000]. In our earlier test protocols a further receiver was placed on the handle to determine stroke length and handle position [Holt et al 2003] and using a custom written programme the motion analysis system was synchronized with a load cell (Oarsum, NSW, Australia) incorporated into the handle of the ergometer [Holt et al 2003]. This permitted the characterization of the start of the rowing stroke at the catch when force was generated at the handle and the measurement of force output during testing. The robustness of this system with respect to accuracy and repeatability has been reported and found to be acceptable [Bull & McGregor 2000,Steer et al 2006].

This system samples data at a rate of 35Hz and the synchronized output from the Flock of Birds and load cell were run through a custom written computer programme (in C++), which used force data to detect the catch of each stroke and described the stroke in terms of percentage points with 0% representing the catch and 100% representing the return to the catch. The catch was defined as the point of tensile force onset at the handle. And the finish was defined as the point at which tensile force production ceased [Holt et al 2003]. A further programme also calculated the average stroke data for each percentage point of the stroke in each recording.

The following derived data were recorded for each rowing piece: peak force, work done through the stroke, power (work done divided by time of the stroke), and stroke length (defined as the maximum horizontal travel of the handle from the catch position). The point at which different phases of the stroke occurred were examined, including where peak force was achieved and when the drive phase ended. In addition the following kinematics variables were examined, the angle of the femoral sensor (representing flexion-extension of the thigh), lumbosacral sensor (representing pelvic rotation) and thoracolumbar sensor (representing lumbar spine flexion and extension) at the catch and finish positions and the angle and position in the stroke of maximum flexion and extension of the femoral, anterior-posterior pelvic rotation of the lumbosacral and flexion and extension of the thoracolumbar markers. Finally the ratio between lumbar and pelvic motion, that is the ratio of lumbosacral motion to thoracolumbar motion recorded, was determined at the catch and finish positions [McGregor et al 2007].

More latterly an instrumented ergometer has been developed, employing rotary encoders and a force transducer to determine load and travel at the handle [Loh et al 2004], with further instrumentation at the seat allowing assessment of the movement of the centre of pressure during rowing [Murphy et al 2009]. This was

A. McGregor

140

synchronised with the Flock of Birds system to permit an integrated assessment of kinetics and kinematics. On-going work is exploring this in three dimenional measures and further instrumentation of the foot plates is underway. 2.2. Findings from kinematics assessments

Soper and Hume [2004] speculated that biomechanical parameters could

distinguish between ability levels and succesful and unsuccessful techniques and that such measures could be used to predict rowing performance. Initial studies focused on experienced competitive club levels rowers [Holt et al 2003], and then went on to explore recreational rowers [McGregor et al 2004] and elite international rowers [McGregor et al 2005]. Comparing the finding from recreational rowers with those of elite rowers using a similar test protocol [McGregor et al 2008] differences in technique can be observed with respect to both kinetic measures of the force curve profile and kinematic measures of technique. The findings indicate that novices produce sub-optimal force curves often mis-timing their catch, with less force and power produced. This was associated with an inability to anteriorly rotate the pelvis associated with a C shaped posture at the catch, a slumped posture at the finish and a reliance of large ranges of lumbar spine motion during the stroke thus an over use and potential over-loading of the lumbo-sacral junction.

The impact of fatigue on rowing technique was also explored in two different populations, in both studies a one hour ergometer training session was utilised to explore any changes in technique. Essentially in the first study on competitive club level rowers who were familiar with these one hour low intensity ergometer session, demonstrated a deterioration in technique towards the end of the hour with change in force profile including a reduction in the rate of force produced, but more importantly changes in kinematics with respect to an increase in lumbar spine flexion range through the stroke, and an associated reduction in pelvic motion [Holt et al 2003]. This was repeated again on competitive club level athletes who also competed at an international under 23 years level. These athletes performed one hour training sessions more regularly and demonstrated no effect of fatigue but their findings suggested that it took up to ten minutes for their technique to settle and become more consistent [MacKenzie et al 2009]. The next set of investigations looked at the impact of rowing intensity on technique, using elite international female athletes [McGregor et al 2005]. In these studies measurements in technique were performed alongside an incremental physiological step test which are routinely used to monitor the fitness level of these athletes. This comprised of 5 steps on the rowing ergometer, with each performed at a different stroke rating, but each one lasting 4 minutes. The first step was conducted at 18 strokes per minute, with subsequent steps at 20, 22, 24, 26 and 28


141

strokes per minute, followed by a maximal test. Subtle changes were observed in kinematics and force production at each step. Overall force production as expected increased with associated changes in peak force and power. Kinematics however, appeared to deteriorate with increased use of the lumbar spine and reduced use of pelvic rotation, with a tendency to slump at the finish, this being particularly marked during the maximal output, see figure 1. Two years later a sub-set of this initial population repeated the test protocol, and changes were observed in power, stroke length and peak force which corresponded with changes in kinematics more specifically an improvement in the use of the pelvis and lumbar spine reflected in changes in lumbo-pelvic rhythem [McGregor et al 2007]. This suggested that through changes in their kinematics the athletes had become biomechanically more efficient for the same physiological workload.

Figure 1: Average (error bars standard deviation) ratio for lumbo-pelvic motion at the

catch and finish positions (n=12) [McGregor et al 2005]

Work to date focusing on spinal kinematics would appear to confirm Soper and Hume [2004] speculation that biomechanics has the potention to differentiate between the athletes’ performance levels and ability, and goes further to suggest that such measures can influence performance. On-going work is persuing the exploration of 3-dimensional kinematics and the benefits of measures of centre of pressure and load on the seat and ultimately the footstretcher.

0

2

4

6

8

10

12

14

16

Step 1 Step 2 Step 3 Step 4 Step 5 Maximal

Lum

bo-P

elvi

c R

atio

Catch

Finish

A. McGregor

142

3. Understanding trunk muscle function

Again referring to Panjabi’s [1992] conceptual model of function, the next area that we directed our attention to was the musculature of the trunk. Research into low back pain and spinal dysfunction has directed much attention to the spinal muscles, and it has long been accepted that without the muscles the spine is inherently unstable, therefore it is not surprising that the spinal muscles have increasingly been implicated in stability and found to be dysfunctional as a result of LBP [Brumagne et al 2000, Hodges et al 1996, Hides et al 1994, Roy et al 1989]. Particular emphasis has been given to the multifidus muscle, the larger and most medial of the lumbar back muscles and transversus abdominus the deepest component of the abdominal complex. Weakness and dysfunction of these muscles has been noted [Hides et al 1996, Hodges & Richardson 1996] and has led to the concept of “core stability” which has become popular amongst both athletes and the back pain population. Whilst there has been a wealth of research on patients less is known about athletes.

Focusing initially on these deep or “core muscles”, a series of images of these muscles from rowers with and without back pain were obtained during simulated rowing within an interventional magnetic resonance scanner from which measures of cross sectional area were obtained [McGregor et al 2002]. In contrast to the back pain population this demonstrated that the rowers with back pain tended to have greater back muscle cross sectional area and thus strength than rowers without low back pain, they also showed no signs of isolated muscle wasting in any of the muscle groups. This could suggest that rowers have a different underlying mechanism to their pain. The finding of increased strength in the spinal muscles may be a consequence of poor technique where the rowers with back pain predominately use their backs to generate the force during the stroke as opposed to their legs and may be linked with the alterations in lumbopelvic rhythm in rowers with back pain that has been previously noted. Jull & Richardson proposed that low back pain patient’s muscle presented more with problems in motor control than impairments in strength [Jull & Richardson 2000 & Hodges & Richardson 1998], if so these changes in strength may not be relevant. Other authors have speculated that it is fatigue not strength of the back muscles that is important [Roy et al 1990], however, this was not addressed in this particular study.

Attention was then directed at the larger more global muscles more specifically the erector spinae and whole abdominal muscle group, with respect to different parameters of strength including fatigue. A pilot study using an adapted isokinetic test system had suggested that rowers did not have stronger backs than control subjects although they exhibited greater strength in the thigh muscles [Parkin et al 2001]. Considering the key role of the spine in the stroke this was of concern. Further investigations ensued using an isokinetic system integrated with a trunk


143

extension flexion unit on an elite international population of rowers. This revealed that whilst rowers were stronger than a representative normal control population, differential in extension strength were far greater than those in flexion impacting on the balance of the trunk extensor:flexor ratio, Figure 2 and bringing it in line with the levels seen in the chronic low back pain population [McGregor et al 2004]. The findings also suggested sub-optimal fatigue levels.

Figure 2: Trunk Extensor/ Flexor Ratio during isokinetic concentric testing (mean and

standard deviation) [McGregor et al 2004] Rowing is known to be an asymmetric activity that involves the oarsmen

loading the back in a rotated and flexed position, factors already identified with back pain [Parnianpour et al 1988]. The repetition of an asymmetric activity can lead to the development of muscle asymmetry and injury, if not addressed by appropriate training methods. Roy et al [1989] noted right to left differences in terms of muscle cross sectional area in subjects with and without low back pain suggesting that muscle asymmetry may be an issue in the development of low back pain in the general population, although this was not see in our imaging studies. Parkin et al [2001] however, noted a left/right asymmetry in muscle activity during isometric contraction of the back extensor muscles. Further unpublished work has explored this further to determine the relevance of sweep rowing and sculling on this asymmetry [Strutton & McGregor 2006] and noted imbalances between muscle activity on the left and right sides of the trunk during a symmetric loading task, Figure 3. This did appear to be influenced by rowing style, and particularly rowing side with a tendency for greater muscle activity on the left side of the erector spinae, this being most marked in the bow sided rowers.

0

50

100

150

200

30 60 90 120

Test speed (deg/sec)

Ext

:Fle

x R

atio

Controls

Rowers

A. McGregor

144

Figure 3: An example of the output from combined Cybex and EMG testing during

isokinetic testing (30º/sec) [Strutton et al 2006] 4. Understanding the role of the central nervous system

In Panjabi’s conceptual model of spinal function, the control system remains to be addressed. To date there have been very few studies in this area. For optimal functioning of the trunk muscles, the central nervous system must be able to generate precise and well coordinated movements. Thus, an understanding of the voluntary and reflex pathways involved in control would appear invaluable, particularly corticospinal inputs since these are thought to reflect the detailed functioning or dysfunctioning of muscles. As such they may provide an insight into the morphological and strength changes noted in the muscles.

Davey et al’s [2002] work suggested that the corticospinal system plays an important and key role in controlling the back muscles on the opposite side of the body when an arm is moved. Further work in this field has shown that drive to the trunk muscles can be influenced by hand dominance [Kuppuswamy et al 2005], chronic pain [Strutton et al 2003, 2004, 2005], and training [Fulton et al 2002]. Preliminary work has demonstrated that cortical excitability is asymmetrical with respect to the back muscles in rowers. It also indicated that bow side rowers tended to accentuate this observed asymmetry in the cortical control of their back muscle which appeared to be associated with an increased likelihood of injury to the back [Strutton et al 2006]. This finding may be an explanation for the asymmetric muscle activity observed during strength testing. However, this area is currently being explored further.


145

5. References Brumagne, Cordo P, Lysens R, Verschueren S, Swinnen S. The role of

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A. McGregor

148

Identification simultanée des centres articulaires et des paramètres inertiels

149

Identification simultanée des centres articulaires et des paramètres inertiels Tony Monnet, Claude Vallée et Patrick Lacouture Laboratoire de Mécanique des Solides, CNRS-UMR6610, Université de Poitiers, SP2MI, Bd. M. & P. Curie, BP 30179, 86962 Futuroscope Chasseneuil cedex, France courriel : [email protected] Abstract : L’objectif de cet article est d’évaluer la possibilité de déterminer simultanément la position des centres articulaires et les paramètres inertiels segmentaires. A partir de mouvements spécifiques, une méthode fonctionnelle est utilisée pour localiser les centres articulaires du coude et de l’épaule (gléno-huméral) et une méthode d’identification permet de déterminer les paramètres inertiels des segments bras et avant-bras+main. Pour évaluer la pertinence de nos résultats, les centres articulaires sont déterminées à partir des mouvements recommandés dans la littérature et les paramètres inertiels sont comparés avec ceux obtenus à partir d’un modèle anthropométrique. 1. Introduction

Les paramètres cinétiques (forces et couples articulaires notamment) estimés à partir d'une analyse biomécanique sont sensibles aux données d’entrée, à savoir la cinématique segmentaire et les paramètres inertiels des segment [Rao et al., 06]. Il est donc nécessaire d'améliorer ces données en utilisant de nouveaux modèles adaptés à la population étudiée (obèses, scoliotiques, athlètes). Pour ces populations spécifiques, aucun modèle traditionnel n’est adapté. Concernant les données cinématiques, un paramètre important dans le calcul des efforts articulaires est la position du centre articulaire. Celle-ci peut être localisée en utilisant une approche fonctionnelle qui nécessite d’effectuer des mouvements particuliers [Begon et al., 07]. En ce qui concerne les paramètres inertiels, nous avons proposé une méthode originale pour les obtenir de façon personnalisé [Monnet et al., 08]. L’inconvénient de ces deux méthodes est de nécessiter des enregistrements supplémentaires. Comme le temps disponible avec le sujet (en particulier en analyse clinique) est souvent compté, nous proposons dans le présent document, de localiser les centres articulaires et d’identifier les paramètres inertiels à partir des mêmes données provenant d'un mouvement d’une durée de 20 secondes.

T. Monnet, C. Vallée, P. Lacouture

150

2. Méthode

Un sujet (1,80~m, 69~kg) a réalisé deux types de mouvement, debout les deux pieds sur une plate-forme de forces. Le premier mouvement (nommé FT) était composé de 10 cycles d’anté-retropulsion, d’abduction/adduction et de circumduction du bras droit suivis de 10 cycles de flexion/extension et de prono-supination de l’avant-bras droit. Cet ensemble de mouvement est recommandé pour localiser les centres articulaires de l’épaule (gléno-humérale) et du coude à partir des méthodes fonctionnelles [Begon et al., 06]. Le second mouvement (nommé IT) était composé du même ensemble de sollicitations du membre supérieur mais réalisé à haute vitesse. Cette condition est nécessaire car l’identification des paramètres inertiels nécessite des accélérations segmentaires importantes.

Pour repérer la cinématique segmentaire, 4 marqueurs ont été placés sur l’omoplate et la clavicule, 7 marqueurs sur le bras et 6 marqueurs sur l’avant-bras. La position des marqueurs a été enregistré par un système vicon 10 caméras (T40 series, 4 Mpixels) et la force d’action du sujet a été mesurée par une plate-forme de forces (Kistler 5233A). Les centres articulaires du coude et de l’articulation gléno-humérale ont été localisés à partir de la méthode dénommée Symmetrical Centre of Rotation Estimation [Ehrig et al.; 06]. Pour l’épaule, le centre articulaire gléno-huméral est estimé à partir de l’équation suivante :

[ ] ASA RR ppu

v S −=

− (1)

Dans cette equation, ( ) est la matrice rotation entrele bras (scapula) et le repère global, Ap ( Sp ) est le vecteur translation entre l’origine du repère global est

l’origine du repère bras (scapula) et v (u ) est la localisation du centre articulaire dans le repère du bras (scapula). En prenant différentes configurations des deux segments adjacents, les vecteurs v et u sont estimés par moindres carrés [Monnet et al., 07].

Les paramètres inertiels ont été estimés en deux étapes. La première étape a

permis d’identifier la masse ( Am et Fm ) et la position du centre de masse (

AAG et FFG ) des segments bras et avant-bras+main respectivement.

[ ]

=+

F

A

FF

AA

SAFA

m

m

FGm

AGm

RRP ppF &&&&&&&& . (2)

AR SR


151

Les forces externes (le poids du sujet et la force de réaction sous les pieds) dépendent des quantités d’accélération segmentaires. Seuls le bras droit et l’ensemble avant-bras droit+main droite étaient en mouvement. Le vecteur contenant les paramètres à déterminer est ensuite estimé par moindres carrés. Pour

identifier la matrice d’inertie des segments (notés AK et FK pour le bras et

l’ensemble avant-bras+main respectivement), nous avons utilisé la formulation matricielle des équations du mouvement [Monnet et al., 08] :

CBJAAJB TT =− . (3) Les matrices A et B regroupent la cinématique des segments et la matrice C

regroupe les efforts externes. La matrice J est symétrique et définie positive et regroupe les paramètres inertiels des différents segments :

+

+=

MTGmAGmFGmFGm

TGmK]0[]0[

AGmFGm]0[KFGm

FGm]0[FGmK

J

TTT

TAA

TFF

TFF

TTT

AAFFAT

F2F

FFT

2FFF

l

l

Dans cette matrice, les indices T se rapportent au reste du corps et M représente

la masse totale du sujet. Les seuls paramètres à identifier dans cette matrice sont

les matrices d’inertie AK et FK . Pour résoudre cette équation, nous avons utilisé

un algorithme de gradient conjugué projeté. 3. Résultats et discussion

La position des centres articulaires a été estimée à partir des mouvements recommandés (FT) et constitue la valeur de référence. Ensuite la position des centres articulaires a été estimée à partir du mouvement IT. Tableau 1. Localisation des centres articulaires pour les deux mouvements (cm)

FT IT distance

gléno-huméral 2,42 2,84

0,82 1,12 1,80 3,18 3,34

coude -10,34 -10,88

0,79 -0,09 0,03 0,93 0,36


152

La localisation des centres articulaires est identique à partir des 2 mouvements et présente une différence d’environs 8~mm.

La masse et la localisation du centre de masse des segments bras et avant-bras+main ont ensuite été identifiées à partir de l’équation (2). Les résultats sont comparés avec les données provenant d’un modèle anthropométrique [de Leva, 96] Tableau 2. masse (kg) et position du centre de masse (CG en cm) identifiée et calculée à partir du modèle anthropométrique de Zatsiorsky modifié par de Leva.

masse identifiée

masse (de Leva)

CG identifié

CG (de Leva)

bras 1,82 1,91 9,5 12,6 0,2 0 -1,0 0

avant-bras+main

1,71 1,57 8,97 7,0 -0,5 0 0,7 0

Les masses obtenues à partir de la méthode d’identification sont proches de

celles obtenues à partir des modèles classiques. Les distances séparant les centres de masse identifiées et obtenues à partir du modèle de Zatsiorsky modifié par de Leva sont de 3~cm pour le bras et 2~cm pour l’ensemble avant-bras+main. Alors que le modèle anthropométrique positionne le centre de masse sur l’axe longitudinal du segment, de légères composantes médio-latérale et antéro-postérieure apparaissent avec la méthode d’identification. Comme l’atteste la figure ci-dessous, les centres de masse identifiées sont bien situés à l’intérieur du segment (figure 1).

Figure 1: Localisation des centres de masse (croix bleue) par la méthode d'identification

y

z

x

zacromion

bras

avant-bras

sternum GH

coude


153

Enfin les matrices d’inertie des 2 segments ont été calculées à partir de la méthode d’identification et à partir du modèle anthropométrique de Zatsiorsky modifié par de Leva (tableau 3).

Tableau 3. matrice d’inertie (kg.m²) identifiée et calculée à partir du modèle anthropométrique de Zatsiorsky modifié par de Leva

identifiée de Leva

bras

−−−−−−

109,0020,0000,0

020,0004,0001,0

000,0001,0113,0

076,000

0005,00

00078,0

avant-bras+main

−−−−−−

098,0015,0011,0

015,0037,0046,0

011,0046,0069,0

090,000

0002,00

00091,0

Les matrices d’inertie identifiées sont du même ordre de grandeur que celles

obtenues à partir du modèle anthropométrique. Des produits d’inertie apparaissent par la méthode d’identification, ce qui signifie que les axes des repères locaux des segments bras et avant-bras (définis à partir des conventions proposées par l’ISB) ne sont pas les axes principaux d’inertie. 4. Conclusion

L’identification des 10 paramètres inertiels de chaque segment et la localisation des centres articulaires sont donc possibles à partir d’un seul mouvement d’une durée de 20 secondes. La distance de 8~mm trouvée entre le centre articulaire obtenue par la méthode de référence et obtenue à partir du mouvement est dans la limite de précision de la méthode fonctionnelle [Begon et al., 09]. L’identification des paramètres inertiels segmentaires montre une certaine correspondance avec un modèle anthropométrique couramment utilisé. Le principal avantage de la méthode d’identification est de ne faire aucune hypothèse quant à la forme ou la densité des segments et d’obtenir des paramètres personnalisés. Ce travail doit être mené sur un nombre important de sujets afin de généraliser les résultats. 5. Références [Rao et al., 06] Rao G., Amarantini D., Berton E., Favier D., Influence of body segments’ parameters estimation models on inverse dynamics solutions during gait. Journal of Biomechanics, 39, 1531-1536.


154

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Analyses biomécaniques et expériences subjectives liées à la performance

155

Confrontations d’analyses biomécaniques et d’expériences subjectives liées à la performance chez des rameurs de haut niveau en aviron. Antoine Nordez, Carole Sève et Jacques Saury Université de Nantes, Laboratoire “Motricité, Interactions, Performance” (EA 4334), UFR STAPS 25 bis boulevard Guy Mollet, F44300 Nantes cedex Courriel : [email protected]

Résumé : Cette étude visait à analyser la performance en aviron, conjointement à partir de mesures mécaniques et de la documentation qualitative des « cours d’expérience » de rameurs au cours de leur pratique. Elle a permis de repérer des moments et des phénomènes saillants au cours d'une course de 3000m réalisée par un deux de pointe junior féminin de haut niveau. Une étude de cas, concernant la perception récurrente d'une rameuse d’« être poussée » par sa coéquipière, est présentée en détail. Nos résultats ont mis en évidence des différences d'amplitudes et de vitesses de retour entre les deux rameuses qui expliquent principalement la sensation de la rameuse 1. Ils montrent l'intérêt de baser l'analyse mécanique sur une analyse préalable du cours d'expérience des rameuses, guidant d’une façon pertinente le choix des paramètres mécaniques à explorer. La méthodologie mise en place permet d'envisager la conception d'un dispositif d'aide à l'entraînement et de nouvelles utilisations du système de mesures mécaniques par les entraîneurs. De plus, les sensations des rameurs ont pu être expliquées et mises en relation avec des paramètres mécaniques mesurables grâce à la confrontation d’approches quali-tatives et quantitatives. Il reste à systématiser cette approche et à reproduire cette expérimentation afin de mieux comprendre ces relations.

1. Introduction

La performance en aviron en équipage exige une coordination des rameurs. La vitesse du bateau dépend à la fois des forces développées par chacun des rameurs et de la synchronisation de leurs actions. Les entraîneurs chargés de la préparation des rameurs de haut niveau disposent de capteurs pour mesurer la vitesse du bateau

A. Nordez, C. Sève, J. Saury

156

et les efforts produits par les rameurs en navigation lors de situations d’entraînement et de compétition e.g. [Celentano et al, 1974], [Hofmijster et al, 2007]. Ils exploitent ces instruments pour caractériser la performance et constituer des équipages en fonction des caractéristiques des rameurs. Par exemple les entraîneurs associent, au sein d’un même équipage, des rameurs dont la « signature technique » (i.e., patron de la force développée par les rameurs au cours d’un cycle de rame) leur semble complémentaire [Gossé et al, 2008]. Dans leurs échanges visant l’amélioration de la performance des équipages, les entraîneurs et rameurs recourent également continuellement au registre des sensations des rameurs. Les entraîneurs tentent d’influer sur la technique et la coordination des rameurs en leur précisant les « bonnes sensations » à ressentir. Les rameurs utilisent leurs sensations pour adapter leurs gestes et s’ajuster à leur(s) partenaire(s). Certaines de ces sensations peuvent être difficilement verbalisables et sont souvent décrites à l’aide d’un langage opératif et de métaphores. Du fait de l’importance de ces sensations dans le processus de d’entraînement et les mécanismes d’ajustement entre rameurs, il semble essentiel de s’interroger sur la « signification mécanique » des sensations décrites par les rameurs. Dans quelle mesure les sensations des rameurs rendent-elles effectivement compte des évolutions de paramètres mécaniques mesurables ? Ces sensations peuvent-elles constituer une aide pour « donner du sens » aux données mécaniques mesurées ?

Pour répondre à ces questions, cette étude a articulé des mesures mécaniques en navigation et les sensations éprouvées par les rameurs. Les mesures mécaniques ont été recueillies grâce au système Powerline. Les sensations ont été appréhendées à l’aide de l’objet théorique « cours d’expérience » développé en ergonomie cognitive dans le cadre du programme scientifique du « cours d’action » [Theureau, 2006]. De manière plus spécifique, cette étude visait à donner « une signification mécanique » aux perceptions des rameurs lorsqu’ils estimaient être « mal coordonnés » ou « bien coordonnés ». .

2. Matériels et Méthodes

2.1. Sujets

Un équipage deux de pointe sans barreur (deux rameuses avec un seul aviron) junior féminin du Pôle Espoir de Nantes a participé à une expérimentation menée lors d’un parcours contre la montre de 3000m (test pré-compétitif). Cette expérimentation a été réalisée au début de la première saison commune de cet équipage, au bout de trois semaines d'entraînement.

2.2. Construction des cours d’expérience

Les comportements et communications des rameuses (équipées de micros-HF) ont été enregistrés pendant l’intégralité de la course, grâce à deux caméras


157

respectivement connectées à un récepteur HF, à partir d’un bateau suiveur. Des entretiens d’autoconfrontation ont été organisés avec chaque rameuse immédiatement après la course. Au cours de cet entretien, le participant est confronté à l’enregistrement audio-visuel de son activité et invité à expliciter, montrer et commenter les éléments significatifs pour lui de cette activité, en présence du chercheur [Theureau, 2006]. Celui-ci aide le participant dans son explicitation grâce à des relances portant sur les sensations (e.g., comment te sens-tu à ce moment ?), les perceptions (e;g., qu’est-ce que tu perçois ?), les focalisations (e.g., à quoi fais-tu attention ?), les préoccupations (e;g., qu’est-ce que tu cherches à faire ?), les émotions (e.g., qu’est-ce que tu ressens ?), et les pensées et interprétations (e.g., qu’est-ce que tu penses ?). Les données d’enregistrement et de verbalisation permettent de construire le « cours d’expérience » des participants, c’est-à-dire l’enchaînement de leurs actions, perceptions, sensations, interprétations… au cours de la période étudiée.

2.3. Mesures mécaniques

Le système Powerline (Peach Innovations) a été utilisé pour mesurer (à 50 Hz) les angles des dames de nage ainsi que les forces appliquées sur les dames de nage, la vitesse et l’accélération dans la direction d'avancement du bateau. Ce dispositif est maintenant utilisé en routine à l'entraînement que ce soit lors des stages des équipes de France [Barré et Gossé, 2007] ou au sein des pôles France-Espoirs de Nantes. Sur la base d'une analyse de la littérature, et moyennant certaines hypothèses concernant la mécanique du système bateau-aviron-rameur, ces mesures ont permis de calculer des paramètres mécaniques par coup d'aviron retraçant de la performance collective (e.g., vitesse moyenne du bateau, fluctuations de la vitesse...) de la performance individuelle (e.g., puissance produite, vitesses de retour...) et de la synchronisation entre les rameuses (e.g., décalages temporels à l'attaque...). L'objectif de cet article est de confronter cette analyse mécanique objective à l'analyse subjective du cours d'expérience des rameuses. Nous ne discutons pas ici de la pertinence des hypothèses de calcul des paramètres mécaniques, cette partie du travail faisant l'objet d'autres recherches menées dans le cadre du projet OPERF2A *.

3. Résultats

3.1. Analyse des cours d’expérience

Les rameuses ont présenté des préoccupations relatives à des ajustements mutuels selon des modalités diversifiées tout au long de l’épreuve. Elles étaient sensibles à des indices perceptifs et proprioceptifs variés, rendant compte de l’état de cette coordination : indices sur soi (e.g., sensation « d’être poussée » par l’autre), sur l’autre (e.g., respiration du partenaire), ou sur le bateau (e.g.,


158

mouvements du bateau). L’analyse de l’articulation des cours d’expérience a mis en évidence des moments de « partage » ou de « congruence », et des moments de « non-partage », des préoccupations, attentes, perceptions, et interprétations entre les deux rameurs. A certains moments de la course les rameuses exprimaient la sensation « d’être ensemble » (autrement dit d’être bien synchronisées) et à d’autres la sensation « d’être décalées » (autrement dit d’être désynchronisées).

3.2. Analyse mécanique

L'analyse mécanique de la course a pris appui sur l’analyse des cours d’expérience qui a permis de repérer des moments et des phénomènes saillants dans les perceptions des rameuses au cours de la course. Ces phénomènes ont fait l’objet d’une analyse plus détaillée grâce aux données mécaniques. Ces données ont permis de caractériser des éléments objectifs pouvant expliquer ces sensations. A titre d’illustration une étude de cas est présentée en détail dans cet article. Elle concerne un élément qui a été vécu, par la rameuse 1, comme un dysfonctionnement de la coordination de l’équipage. La rameuse 1 était « à la nage », autrement dit elle se situait devant la rameuse 2. Du fait de la répartition prédéfinie des rôles en fonction de leur position dans le bateau, la rameuse 1 avait en charge d’imprimer le rythme à l'équipage. Lors de l’entretien d’autoconfrontation, celle-ci a exprimé sa perception récurrente d’« être poussée » par sa coéquipière, et de ne pas pouvoir réaliser pleinement son mouvement, sous la pression de sa partenaire. L’analyse des cours d’expérience des deux rameuses a montré que cette perception n’était pas partagée. Ce phénomène a donné lieu au test de trois hypothèses relatives aux ajustements comportementaux des rameuses pouvant expliquer ces perceptions, et susceptibles d’être confirmées par les mesures mécaniques. Ces hypothèses concernaient (1) les décalages temporels entre les deux rameuses à l’attaque (début de la phase de propulsion); (2) les différences d’amplitude de mouvement; et (3) les différences de vitesse sur le retour. Ces hypothèses ont été jugées comme étant les plus crédibles pour expliquer cette sensation de la rameuse 1, et cela a été confirmé par les entraîneurs du pôle France-Espoir de Nantes. Les évolutions temporelles des paramètres mécaniques qui ont permis de tester ces hypothèses sont présentées par la suite.

Les différences temporelles à l'attaque (Figure. 1) ont montré que la rameuse 1 était plutôt en avance à l'attaque par rapport à la rameuse 2 (moyenne ± écart type de t1-t2 : -0.026 ± 0.038, où t1 et t2 sont les temps d'inversion des rameuses 1 et 2 respectivement), ce qui invalide l'hypothèse (1).

En revanche l'analyse des amplitudes de mouvements (Figure. 2) a montré que la rameuse 2 était moins ample que la rameuse 1 de 3.7 ± 2.6°. Ainsi, l'amplitude à l'attaque était 5.1 ± 2.7° plus importante pour la rameuse 1 que la rameuse 2, ce qui explique probablement en grande partie la sensation de la rameuse 1. Cette sensation est probablement amplifiée par l'importante variabilité de l'amplitude à


159

l'attaque de la rameuse 2 (Figure. 2). De plus on remarque sur la Figure. 2 que l'amplitude à l'attaque de la rameuse 2 tendait par périodes vers l'amplitude de la rameuse 1. La transcription des communications verbales des rameuses lors de la course a montré que ces périodes correspondaient à des instants ou la rameuse 1 demandait explicitement à la rameuse 2 d'augmenter son amplitude de mouvement. En revanche, les résultats inverses ont été mis en évidence concernant l'analyse de l'amplitude au dégagé (fin de propulsion) : la rameuse 1 était cette fois-ci moins ample avec également une stabilité de cette amplitude moins importante que la rameuse 2. Il faut toutefois noter que ces différences concernant l'amplitude au dégagé (1.4 ± 1.1°) étaient moins marquées que sur l'amplitude à l'attaque.

Figure. 1: Test de l'hypothèse 1. Différences entre les temps d'inversion à l'attaque entre les deux rameuses au cours de l'épreuve. La moyenne est représentée par la droite horizontale pointillée

La Figure. 3 montre que les durées de retour semblent représenter un élément

de référence pour que les deux rameuses rament à la même cadence puisque ces durées étaient parfaitement identiques pour les deux rameuses (différence de durées de retour : 0.00 ± 0.04 s). Ce résultat implique que la rameuse 1 qui avait une amplitude de mouvement plus importante devait se déplacer plus vite pour réaliser son geste (différence de vitesse : 2.7 ± 3.5°.s-1, Figure. 3), ce qui confirme que les différences d'amplitude expliquent principalement la sensation de la rameuse 1. De plus, la vitesse de début de retour de la rameuse 2 étant plus

Angle dame de nage

100 200 300 400 500 600 700 800-0.20

-0.10

0.00

0.10

t 1 -

t 2

(s)

t1

t2

temps

Attaque

Dégagé

Rameus e 1 Rameus e 2

Propuls ionRetour

Temps (s )


160

importante que pour la rameuse 1 (différence de vitesse : -2.6 ± 6.2°.s-1, Figure. 3), la rameuse 1 devait aller encore plus vite sur la fin du retour (différence de vitesse : 8.0 ± 7.6°.s-1, Figure. 3), ce qui renforçait probablement sa sensation « d'être poussée » par sa coéquipière.

Figure. 2: Test de l'hypothèse 2. Amplitudes globales, à l'attaque et au dégagé des deux rameuses au cours de l'épreuve. Les moyennes sont représentées par les droites horizontales pointillées

4. Discussion

Nos résultats ont mis en évidence que la sensation exprimée par la rameuse 1 d’« être poussée » par sa coéquipière, et de ne pas pouvoir réaliser pleinement son mouvement sous la pression de sa partenaire s'explique principalement par un différentiel d'amplitude entre les deux rameuses. Ce sentiment est probablement amplifié par i) le manque de stabilité de l'amplitude à l'attaque de la rameuse 2 et ii ) un début de retour plus lent pour la rameuse 1 qui doit donc aller encore plus vite sur la fin du retour pour atteindre son amplitude. Il faut savoir qu'il est demandé au rameur de débuter le retour rapidement et de diminuer la vitesse sur la seconde partie du retour afin de limiter les effets d'inertie et la chute de vitesse lors du retour [Hill et Fahrig, in press].

temps

Angle attaque

Angle dégagé

Angle dame de nage

Am

plitu

de

100 200 300 400 500 600 700 80065

70

75

80

85

90

Am

plit

ud

e (

°) 200 400 600 800-60

-55

-50

-45

-40

-35

200 400 600 80025

30

35

Temps (s )

Temps (s )

An

gle

dé

ga

gé

(°)

An

gle

atta

qu

e (

°)

Temps (s )

Rameuse 1

Rameuse 2


161

Figure. 3: test de l'hypothèse 3. Durée de retour, vitesses angulaires moyennes sur tout le retour, la première moitié et la seconde moitié du retour au cours de l'épreuve. Les moyennes sont représentées par les droites horizontales pointillées

La rameuse 1 pourrait donc augmenter sa vitesse de mouvement sur le début du retour, ce qui lui permettrait d'aller moins vite sur la fin du retour et probablement de se sentir moins « poussée ». Cette étude de cas montre clairement l'intérêt de baser l'analyse mécanique sur une analyse préalable du cours d'expérience des rameuses, guidant d’une façon pertinente au regard de leur vécu subjectif le choix des paramètres mécaniques à explorer (e.g., différences temporelles à l'attaque, amplitudes, vitesses de retour). Ces résultats ont été présentés aux entraîneurs et ils ont été utilisés pour tenter de régler ces problèmes récurrents en ajustant les réglages du bateau et des avirons. La méthodologie mise en place permet donc d'envisager la mise en place d'un dispositif d'aide à l'entraînement et de nouvelles utilisations du système de mesures mécaniques par les entraîneurs.

Cette étude de cas a également montré l'intérêt de la confrontation d’approches qualitatives et quantitatives pour expliquer et mettre en relation les sensations des rameurs avec des paramètres mécaniques mesurables. Il reste maintenant à systématiser cette approche et à reproduire cette expérimentation afin de mieux comprendre, à terme, ces relations. Il faut noter que le dispositif expérimental est très peu invasif dans l'entraînement des rameurs (système de mesures mécaniques utilisé en routine à l'entraînement, film de la course et 1h d'entretien d'autoconfrontation environ après la course), ce qui nous permet d'envisager de

200 400 600 8000.7

1.0

1.3

200 400 600 80050

70

90

110

200 400 600 80050

70

90

110

200 400 600 80050

70

90

110

Du

rée

re

tou

r (s

)

Temps (s )

Vite

ss

e a

ng

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ire m

oye

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/s)

Temps (s )

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Temps (s )

Temps (s )

Vite

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fin r

eto

ur (

°/s

)

Rameuse 1

Rameuse 2


162

répliquer cette expérimentation régulièrement tout au long de la saison aussi bien lors d'entraînement que de compétitions. D’autres expérimentations sont ainsi prévues avec le même équipage au cours de l’hiver 2009, dont les résultats permettront d’analyser l’évolution des performances au cours de la saison. Ces résultats seront également confrontés à ceux d’un équipage plus expérimenté dont les données déjà recueillies sont en cours de traitement.

5. Références

[Barré et Gossé, 2007] Barré S., Gossé C., « Présentation d'un outil d'analyse et d'aide à l'entraînement utilisé par les équipes de france d'aviron », Cahiers de l'ENV, Janvier 2007, 41-7.

[Celentano et al, 1974] Celentano G., Cortili G., Di Prampero P. E., Cerretelli P., “Mechanical aspects of rowing”, J Appl Physiol, 1974, vol 36, p. 642-7.

[Gossé et al, 2008] Gossé C., Carpentier C., Avanzini G. « La composition d’équipage en aviron ». Les Cahiers de l’entraîneur, 2008, vol. 4, p 6-13.

[Hill et Fahrig, 2008] Hill H., Fahrig, S., « The impact of fluctuations in boat velocity during the rowing cycle on race time”, Scand J Med Sci Sports, in press.

[Hofmijster et al, 2007] Hofmijster M. J., Landman E. H., Smith R. M., Van Soest A. J., “Effect of stroke rate on the distribution of net mechanical power in rowing”, J Sports Sci, 2007, vol. 25, p. 403-11.

[Theureau, 2006] Theureau J., « Le cours d'action : méthode développée », 2006, Octares Editions.

Remerciements

Étude financée par la Région des Pays de la Loire dans le cadre d’un programme de recherche intitulé « Optimisation de la Performance et interactions homme-machine en sport Automobile et en Aviron » (OPERF2A) (2008-2010). Elle a été conduite en collaboration avec le Pôle France-Espoir d’Aviron de Nantes.

Modélisation du système complet « bateau-avirons-rameur »

163

Modélisation mécanique et biomécanique du système complet “bateau-avirons-rameur”. Premiers résultats. Sébastien Serveto, Jean-Pierre Mariot Laboratoire Motricité Interactions et Performance (MIP) EA 4334 Université du Maine, Avenue Olivier Messiaen 72085 Le Mans cedex 9 courriel : [email protected] Sophie Barré ENVSN Ecole Nationale de Voile et des Sports Nautiques (ENVSN) 56510 St Pierre Quiberon Jean-Michel Kobus Laboratoire de Mécanique des Fluides (LMF), UMR 6598 CNRS Ecole Centrale de Nantes (ECN) 1 rue de la Noë BP 92101 44321 Nantes cedex 3 Résumé : Cette étude traite du développement d’un modèle mécanique complet (3D) du système composé d’un rameur et d’un bateau (+ avirons) en interaction avec l’eau. L’aviron, qui est un sport mécanique, offre un vaste champ d’exploration scientifique comprenant les domaines de la mécanique (bateau+avirons) de la biomécanique (rameur) et de la mécanique des fluides (interactions avec l’eau). Le modèle que nous présentons ici est développé sous le logiciel de modélisation mécanique ADAMS avec pour la partie biomécanique l’utilisation du Plugin LifeMOD. L’intérêt du modèle présenté ici est de pouvoir lier entre eux les paramètres d’optimisation. En effet la complexité de cette optimisation réside dans les relations et couplages existants entre les différents paramètres sur lesquelles il est possible d’influer. Nous présentons ici la construction de notre modèle ainsi que des premiers résultats issus de simulations tests préliminaires. Nous posons également ici des premières pistes pour nos investigations futures qui pourront être menées avec ce modèle.

1. Introduction

Parmi tous les sports qui demandent aux sportifs une grande puissance musculaire, l’aviron est probablement un de ceux qui requièrent la technicité la plus accomplie pour exploiter au mieux cette puissance. La performance dépend de nombreux paramètres, c’est d’ailleurs ce que soulignent [Baudouin & Hawkins,

S. Serveto, JP Mariot, S. Barré, JM Kobus

164

02] dans leur investigation ainsi que [Soper & Hume, 04] dans leur revue bibliographique. Il faut donc dans une logique d’optimisation de la performance travailler sur l’augmentation de la puissance fournie par le rameur et la minimisation des pertes.

Dans la littérature, [Barrett & Manning, 04], sont ceux qui ont étudié de la façon la plus exhaustive les paramètres liés à la morphologie des rameurs et aux réglages du bateau. Ils ont montré qu’en skiff, la puissance développée par les rameurs était le principal facteur influençant la performance, que les rameurs les plus grands et les plus puissants étaient les plus rapides et enfin que les réglages découlaient de leur morphologie et de leur puissance. Ces conclusions, difficilement contestables, confirme l’intuition de la plupart des entraineurs et des sélectionneurs. Cependant, les résultats ont été obtenus avec un échantillon de 15 rameurs dont les temps au 2000 m présentent un écart type de 11,9utiliser les conclusions a contrario en supposant que puisque les écaentre les bateaux lors des compétitions internationales sont de l’ordre de la seconde, les athlètes concernés ont quasiment la même puissance et des morphologies similaires. Cela est sans conteste une conséquence des procédures de sélection et des techniques d’entraînement physique des athlètes de haut niveau.

En définitive, si on s’intéresse à une population qui présente des morphologies et des potentiels énergétiques équivalents, la question de savoir comment améliorer la performance reste entière. Il faut pour tenter d’y répondre s’intéresser aux facteurs moins statistiquement corrélés à la performance et donc essayer d’aborder l’optimisation des réglages et de la technique de façon plus déterministe et en conséquence plus individualisée. C’est dans cette intention que nous entreprenons ce travail de modélisation du système complet bateau+rameur+avirons. 2. La modélisation

Le modèle complet est représenté sur la figure 1.

Figure. 1 Illustration du modèle 3D complet

on ainsi que [Soper & Hume, 04] dans leur revue bibliographique. Il faut donc dans une logique d’optimisation de la performance travailler sur l’augmentation de la puissance fournie par le rameur et la

& Manning, 04], sont ceux qui ont étudié de la façon la plus exhaustive les paramètres liés à la morphologie des rameurs et aux réglages du bateau. Ils ont montré qu’en skiff, la puissance développée par les

la performance, que les rameurs les plus grands et les plus puissants étaient les plus rapides et enfin que les réglages découlaient de leur morphologie et de leur puissance. Ces conclusions,

es entraineurs et des sélectionneurs. Cependant, les résultats ont été obtenus avec un échantillon de 15

m présentent un écart type de 11,9 s. On peut donc utiliser les conclusions a contrario en supposant que puisque les écarts de temps entre les bateaux lors des compétitions internationales sont de l’ordre de la seconde, les athlètes concernés ont quasiment la même puissance et des morphologies similaires. Cela est sans conteste une conséquence des procédures de

des techniques d’entraînement physique des athlètes de haut niveau. En définitive, si on s’intéresse à une population qui présente des morphologies

et des potentiels énergétiques équivalents, la question de savoir comment améliorer ntière. Il faut pour tenter d’y répondre s’intéresser aux

facteurs moins statistiquement corrélés à la performance et donc essayer d’aborder l’optimisation des réglages et de la technique de façon plus déterministe et en

est dans cette intention que nous entreprenons ce travail de modélisation du système complet bateau+rameur+avirons.


165

2.1 La partie mécanique (le bateau+les avirons)

Le bateau et les avirons sont modélisés en solide rigide, les éléments flexibles tels que les avirons pourront être introduits dans les développements futurs du modèle. Une attention particulière à été apportée à la cinématique des dames de nage (3 axes de rotation non concourants) car celle-ci influence directement la cinématique des mains du rameur. Afin de s’adapter aux différentes morphologies des rameurs modélisés et de permettre une étude paramétrique de l’influence de chacun des réglages, ce modèle inclut les paramètres de réglages que l’on retrouve sur les bateaux de compétition. 2.2 La partie biomécanique (le rameur)

Le modèle biomécanique du rameur est ici un modèle personnalisé aux dimensions d’un rameur du pôle France aviron de Nantes sur lequel une prise de 32 mesures anthropométriques externes a été effectuée. Ces mesures nous ont permis avec l’aide du programme GEBOD (Generator of Body Data) présent dans LifeMOD de générer un modèle squelettique personnalisé à 19 segments corporels et 18 articulations. 2.3 Les interactions entre le rameur et le bateau

Les deux sous-systèmes (rameur et bateau) sont assemblés dans l’environnement ADAMS en utilisant des liaisons mécaniques. Les interactions mains/avirons et pieds/planche de pied sont modélisées par l’intermédiaire de liaison viscoélastique 3D. L’interaction entre le bassin du rameur et la coulisse est réalisée par une liaison viscoélastique 3D couplée à une liaison pivot permettant ainsi le basculement relatif du bassin sur la coulisse. 2.2 La partie hydrodynamique

Pour ce premier modèle seul un degré de liberté en translation est laissé au bateau (Cavalement). Il en découle une modélisation simplifiée des effets hydrodynamiques agissant sur les pelles des avirons ainsi que sur la coque du bateau. Ce sont néanmoins des modélisations couramment employées dans la littérature. Effet hydrodynamique sur le bateau : L’effort de trainée Rf est modélisé par un modèle quasi stationnaire avec le coefficient de frottement Cf calculé suivant les préconisations de l’ITTC (International Towing Tank Conference).

22

( )1 0.075( ) ( ) ( ) avec ( ) et ( )

2 (log ( ) 2)w

f w f f

V t LR t S C t V t C t Re t

Re tρ

ν= = =

−


166

ρ : masse volumique de l’eau ; Sw : Surface mouillée du bateau ; V : Vitesse d’avance du bateau ; Re : le nombre de Reynolds ; Lw : longueur mouillée du bateau ; ν : viscosité cinématique. L’effet hydrodynamique du déplacement de la coque dans l’eau est également pris en compte avec l’adjonction d’une masse ajoutée.

Effet hydrodynamique sur les pelles des avirons : Le modèle d’effort hydrodynamique de propulsion Fp appliqué à la pelle est un modèle stationnaire qui considère uniquement l’effort normal à la pelle.

21( ) ( )

2p p n nF t S C V tρ=

Sp : Surface de la palette ; Cn : Coefficient de frottement; Vn : Composante de la vitesse du fluide normale à la palette 3 Premières simulations 3.1 Pilotage du modèle

Pour ces premières simulations les données de pilotage introduites sont issues de mesures réalisées sur bateau instrumenté. En effet, ici, la cinématique du rameur est obtenue en utilisant un modèle passif du rameur (raideurs et amortissements au niveau de chaque articulation) qui répond aux sollicitations cinématiques externes (cinématique du bateau) introduites aux niveaux des dames de nages (trois rotations des avirons) et de la coulisse (translation coulisse + rotation du bassin sur la coulisse). Le choix des raideurs et amortissements est guidé par l’obtention d’une cinématique du rameur jugée réaliste par l’œil expert de l’entraineur. 3.2 Premiers résultats

La figure 2 (a) présente un comparatif entre notre modèle et des mesures réalisées sur notre bateau instrumenté. Les mesures sont issues d’une séance d’entrainement (cadence de 18 coups par minute) du rameur ayant servi à la personnalisation de notre modèle. Les résultats des calculs sont en bon accord avec la mesure. La figure 2 (b) présente les résultats d’une pré-étude paramétrique sur l’influence du style du rameur. Nous montrons ici l’influence de la cinématique du rameur sur son bateau en faisant varier uniquement l’amplitude de la rotation du bassin du rameur. Cette pré-étude montre la sensibilité de notre modèle par rapport à la cinématique du rameur (style), sensibilité qui sera nécessaire pour les futurs calculs d’optimisation.


167

Cycles Cycles

Vite

sse

(m/s

)

Vite

sse

(m/s

)

Mesure Modèle Rotation du bassin de 30° Rotation du bassin de 15°

Sans rotation du bassin

Figure.2 Premiers résultats

3. Conclusion

La modélisation que nous avons présentée ici constitue une première étape dans une méthodologie générale de recherche sur l’optimisation de la performance en aviron (Projet Région Pays de la Loire : Operf2A). Les premiers résultats présentés ici montrent les capacités du modèle et nous permettent d’être confiant quant à sa précision et sa sensibilité à des paramètres pouvant être assimilés à des paramètres de style.

Cet outil qui pourra être couplé à un code d’optimisation pourra également évoluer en prenant notamment en compte la flexibilité des avirons ainsi que des modèles hydrodynamiques plus évolués permettant de simuler l’influence des mouvements secondaires du bateau tels que le tangage et le pilonnement. 4. Références [Baudouin & Hawkins, 02] Baudouin, A. and Hawkins, D. A biomechanical review of factors affecting rowing performance, in : Br J Sports Med, 2002, Vol. 36 (6), 396-402 [Soper & Hume, 04] Soper, C. and Hume, P.A. Towards an ideal rowing technique for performance, the contributions from biomechanics, in : Sports medicine, 2004, Vol. 34 (12), 825-848 [Barrett & Manning, 04] Barrett, R. S., and Manning, J. M. Relationships between rigging set-up, anthropometry, physical capacity, rowing kinematics and rowing performance, in : Sports Biomech, 2004, Vol. 3 (02), 221-235.


168

Comparaison du départ en starting block de sprinteurs de niveau élite et régional

169

Comparaison cinématique du départ en starting block de sprinteurs de niveau élite et régional. J. Slawinski, A. Bonnefoy, JM Leveque, G. Ontanon et A. Riquet Centre d'expertise scientifique, TeamLagardère, 26 avenue du général Sarrail 75016 Paris Courriel : [email protected] R. Dumas et L. Chèze Université Lyon 1, Laboratoire de Biomécanique et Mécanique des Chocs (UMR T9406), Bât. Oméga, Bd du 11 Novembre 1918, Villeurbanne, F-69622, France Résumé : Le but de cette étude est de comparer les principaux paramètres cinématiques des sprinteurs élites avec des sprinteurs de niveau régional lors de la phase de starting-bloc suivie des deux premiers appuis de course. Six sprinteurs élites (10,07 à 10,43s / 100 m) et six sprinteurs régionaux (11,01 à 11,80s / 100 m) équipés de 63 marqueurs passifs ont réalisé quatre sprints sur 10 m sur une piste intérieure. Un système d’analyse du mouvement (Motion Analysis System) constitué de 12 caméras digitales (250 Hz) a été utilisé pour enregistrer les trajectoires 3D des marqueurs passifs lors la phase de starting block ainsi que les deux premiers appuis. Le modèle biomécanique 3D proposé par Dumas et al. (2007) a été utilisé afin d'analyser le mouvement, aux instants « à vos marques », « prêt », « quitté du bloc », « pose et quitté des 1er et 2ème appuis ». Les résultats de cette étude montrent qu’un « bon » départ se caractérise à chaque instant clé par une position du centre de masse (CM) plus proche de la ligne d’arrivée ainsi qu’une plus grande vitesse. Le niveau de force musculaire et la coordination gestuelle au niveau des bras, semblent caractériser l’efficacité du départ en starting block.

1. Introduction

L’analyse temporelle des différentes finales internationales de 100 m (Jeux Olympiques de Séoul 1988, Championnats du monde de Tokyo 1991, d’Athènes 1997, de Séville 1999 et d’Osaka 2007), démontre qu’en moyenne les sprinters atteignent une vitesse maximale de 11,67 m.s-1 (42 km.h-1) entre le 50 et le 60 m de la course. Cette analyse montre également que durant les 10 premiers mètres de course le gain de vitesse est maximal (atteinte d’une vitesse de 8,15 m.s-1 soit 29,3

J. Slawinsky A. Bonnefoy JM Leveque G. Ontanon A. Riquet R. Dumas L. Chèze

170

km.h-1 à 10 m de couse). Durant les derniers jeux Olympique de Pékin, la course de Usain Bolt en 9,69 s confirme l’importance de cette phase de départ. En effet, Bolt est le premier coureur à atteindre une vitesse maximale de course d’environ 12,2 m.s-1 (soit 43,9 km.h-1) entre le 40 et le 50 m [Eriksen et al, 2008]. Durant les 10 premiers mètres de la course le gain de vitesse est de l’ordre de 9,05 m.s-1 (soit 34,2 km.h-1). Le sprinter « moderne » doit donc essayer d’atteindre une vitesse la plus élevée possible et le plus tôt possible dans la course. Pour cela, les phases de poussée dans les blocs et d’accélération sont déterminantes dans la performance de sprint.

De nombreux auteurs se sont intéressés aux paramètres cinématiques et dynamiques de ces deux phases pour tenter de déterminer les facteurs clés de la performance lors du départ [Boisnoir et al, 2007 ; Coh et al, 2006 ; Delecluse et al,1992 ; Hartland et al,1997 ; Mero et al, 1992]. Cependant, peu de données concernant les sprinters de haut niveau sont disponibles dans la littérature. L’objectif de cette étude est donc de comparer les principaux paramètres cinématiques et dynamiques de sprinters élites avec ceux mesurés chez des sprinters de niveau régional lors de la phase de poussée dans les blocs et lors des deux premiers appuis de course. 2. Matériels et Méthodes

Six sprinteurs élites ont étés comparés à six sprinteurs régionaux. Les performances des sprinteurs élites sur 100 m sont comprises entre 10,06 s et 10,43 s, leur taille et poids moyens sont respectivement de 179,2 ± 6,2 cm et 79,5 ± 10,5 kg. Les performances des sprinteurs régionaux sur 100 m sont comprises entre 11,01 s et 11,80s, leur taille et poids moyens sont respectivement de 175,3 ± 4,0 cm et 66,3 ± 5,5 kg.

Fig. 1 : Aire de mesure Fig. 2 : Modèle 3D du

corps humain


171

Les sprinters étaient équipés de 63 marqueurs passifs et ont réalisé quatre sprints de 10 m sur une piste intérieure. La performance chronométrique sur 5 et 10 m a été enregistrée. Un système d’analyse du mouvement (Motion Analysis System) constitué de 12 caméras digitales (250 Hz) a été utilisé pour enregistrer les trajectoires 3D des marqueurs passifs lors la phase de starting block ainsi que lors des deux premiers appuis (figure 1). Un modèle biomécanique 3D du corps [Dumas et coll. 2007] (figure 2) a été utilisé afin d'analyser le mouvement. Aux instants « à vos marques », « prêt », « quitté du bloc », « pose et quitté des 1er et 2ème appuis », la position horizontale et verticale du centre des masses, sa vitesse horizontale et verticale (XCM, YCM, VCM et VYCM), la position horizontale des mains (Xmain_avant et Xmain_arrière), la position des épaule à l’instant « prêt » (Xépaule) ont été calculées. Les angles des genoux de la jambe avant et arrière dans les blocs (FKA et RKA) et les angles de la hanche avant et arrière (FHA et RHA) ont également été calculés (figure 3). Lors de la poussée dans les blocs et des deux premiers appuis le taux de développement de la force (RFD) et l’impulsion (I) ont été calculés. La comparaison de l’ensemble de ces paramètres, entre les sprinteurs élites et régionaux, a été réalisée à l’aide d’un test t de Student.

Figure. 3 : Cinq instants clés utilisés pour analyser les paramètres cinématiques


172

3. Résultats Lorsque le temps total est considéré (temps de réaction inclut), il apparaît que seul le temps à 10 m est plus faible pour les sprinters élite (2,03 ± 0,04 s vs 2,12 ± 0,06 s; p ≤ 0,05). La vitesse moyenne à 10 m est également plus élevée chez les sprinters élite (4,93 ± 0,09 vs 4,71 ± 0,14m.s-1; p ≤ 0,05).

A chaque instant les valeurs de XCM et de VCM des sprinteurs élites sont significativement plus grandes que celles des sprinteurs régionaux (figure 4 ; p ≤ 0,05). Dans la position « prêt », RKA est significativement plus grand chez les sprinters élites que chez les sprinters régionaux (135,5 ± 11,4° vs 117,3 ± 10,1°). Xépaule est également plus grand chez les sprinters élites (10,7 ± 2,7 cm vs 4,0 ± 5,5 cm, p ≤ 0,05). De plus, durant la phase de poussée dans les blocs RFD et I sont également significativement plus grands chez les sprinteurs élites (respectivement 15505 ± 5397 N.s-1 et 8459 ± 3811 N.s-1 pour RFD ; 276,2 ± 36,0 N.s et 215,4 ± 28, 5 N.s pour I, p ≤ 0,05). Enfin, au moment du quitté du bloc, les sprinteurs élites présentent une Xmain_arrière et une Xmain_avant plus grande que celle des sprinteurs régionaux (respectivement 0,07± 0,12 m vs -0,27 ± 0,36 m pour Xmain_arrière ; 1,00 ± 0,14 m vs 0,52 ± 0,27 m pour et Xmain_avant, p ≤ 0,05). 4. Discussion

Les résultats de cette étude montrent qu’un « bon » départ se caractérise à chaque instant clé par une position du centre de masse (CM) plus proche de la ligne d’arrivé ainsi que d’une vitesse plus importante. Dans la position « prêt », l’angle plus ouvert de la jambe arrière entraîne un basculement plus important des épaules vers l’avant chez les sprinters élites. Ainsi les sprinters élites présentent un déséquilibre vers l’avant plus grand et donc une position plus avancée des épaules et du centre de masse en position prêt. Pour maintenir cette position avancée du centre de masse et des épaules une force musculaire importante des membres supérieurs est nécessaire. A l’instant du quitté du bloc, la vitesse du CM plus importante est liée à la capacité des sprinteurs élites à produire durant la phase de poussée dans les blocs une impulsion plus grande. C’est impulsion plus grande est essentiellement associée à un RFD plus grand et donc à une plus grande « explosivité musculaire » [Aagaard et al, 2002]. La position plus avancée du CM au quitté est associée à une position des mains également plus avancée chez les sprinters élites. En effet, au quitté les sprinters élites positionnent la main avant et arrière en avant de la ligne de départ, alors que chez les sprinters régionaux seule la


173

main avant est en avant de la ligne de départ. Au quitté des deux premiers appuis, une plus grande vitesse du CM chez les sprinters élites est expliquée par une plus grande impulsion.

La masse corporelle plus importante des sprinters élites, liée au travail de musculation très important réalisé par ces coureurs, pourrait expliquer leur capacité à générer de grande d’impulsion et un haut niveau d’explosivité. En effet, le renforcement musculaire en force induit une augmentation de l’explosivité musculaire [Aagaard et al, 2002] et une hypertrophie musculaire [Kraemer et Ratamess, 2004]. Il est important de préciser que les sprinters élites de cette étude suivent un programme de renforcement musculaire soutenu contrairement aux sprinters régionaux. En effets, les sprinters élites s’entraînent trois fois par semaine en musculation et possèdent des niveaux de force maximale très importantes (2,5 à 3 fois leurs poids de corps en demi-squat). L’amélioration des capacités de force du sprinter pourrait être un facteur clé de l’amélioration de la vitesse du CM lors du départ en starting bloc [Sleivert et Taingahue, 2004].

Figure. 4: Evolution de la norme de la vitesse du CM lors de la phase de bloc et des deux premiers appuis de course 5. Conclusion

Pour conclure, la présente étude montre que pour partir plus vite les sprinters élites positionnent leur centre de masse le plus prêt possible de la ligne d’arrivée


174

afin de réduire la distance à parcourir. Il semble que leur plus grande « explosivité musculaire » associée à une meilleure coordination des bras leurs permettent de générer des impulsions plus grandes et donc de produire une vitesse du CM plus importante. A partir de ces observations, il apparaît que les séances de renforcement musculaire sont un élément majeur de la préparation du sprinter à la performance de haut niveau. 6. Références [Aagaard et al., 2002] Aagaard P., Simonsen E.B., Andersen J.L., Magnusson P., Dyhre-Poulsen P., "Increased rate of force development and neural drive of human skeletal muscle following resistance training." J Appl Physiol, 2002, vol. 93, p. 1318-26. [Boisnoir et al., 2007] Boisnoir A., Decker L., Reine B., Natta F., "Validation of an integrated experimental set-up for kinetic and kinematic three-dimensional analyses in a training environment." Sports Biomech, 2007, vol. 6, p. 215-23. [Čoh et al., 2006] Čoh M., Tomažin K., Štuhec S., "The biomechanical model of the sprint start and block acceleration." Physical Education and Sport, 2006, vol. 4, p. 103-114. [Delecluse et al., 1992] Delecluse C., Coppenolle H., Diels R., Goris M., "A model for the scientific preparation of high level sprinters." New Studies in Athletics, 1992, vol. 7, p. 57-64. [Dumas et al., 2007] Dumas R., Cheze L., Verriest J.P., "Adjustments to McConville et al. and Young et al. body segment inertial parameters." J Biomech, 2007, vol. 40, p. 543-53. [Eriksen et al., 2008] Eriksen H.K., Kristiansen J.R., Langangen O., Wehus I.K., "Velocity dispersions in a cluster of stars: How fast could Usain Bolt have run?" arXiv:0809.0209v2, 2008, p. 1-5. [Harland et Steele, 1997] Harland M.J., Steele J.R., "Biomechanics of the sprint start." Sports Med, 1997, vol. 23, p. 11-20. [Kraemer et Ratamess, 2004] Kraemer W.J., Ratamess N.A., "Fundamentals of resistance training: progression and exercise prescription." Med Sci Sports Exerc, 2004, vol. 36, p. 674-88. [Mero et al., 1992] Mero A., Komi P.V., Gregor R.J., "Biomechanics of sprint running. A review." Sports Med, 1992, vol. 13, p. 376-92. [Sleivert et Taingahue, 2004] Sleivert G., Taingahue M., "The relationship between maximal jump-squat power and sprint acceleration in athletes." Eur J Appl Physiol, 2004, vol. 91, p. 46-52.

Métrologie et expertise mécanique de la performance sportive

175

Métrologie et expertise mécanique de la performance sportive.

Philippe Vaslin Laboratoire d'Informatique, de Modélisation et d'Optimisation des Systèmes (LIMOS) UMR 6158 CNRS – Université Blaise Pascal ISIMA – B.P. 10125 – 63173 AUBIERE CEDEX – France. courriel : [email protected]

Patrick Lacouture Laboratoire de Mécanique des Solides, CNRS-UMR6610, Université de Poitiers, SP2MI, Bd. M. & P. Curie, BP 30179, 86962 Futuroscope Chasseneuil cedex, France

Résumé : Les mesures brutes de la performance sur le terrain de la pratique sportive ne permettent pas à l'entraîneur de savoir comment ni pourquoi l'athlète est parvenu à ce résultat. L’évaluation mécanique de la performance sportive nécessite d'en construire une représentation abstraite, aussi fidèle que possible à la réalité, en référence à un cadre théorique approprié, qui permet d'en identifier les paramètres déterminants, puis d'en évaluer les facteurs pertinents à l'aide d'une instrumentation adaptée. Cette méthode d'analyse est couramment mise en oeuvre, sans concession scientifique aux préjugés parfois en vogue dans le milieu sportif, dans les laboratoires universitaires et les structures de recherche spécialisés dans ce domaine. Elle a parfois généré la conception et la fabrication d’instruments de mesure spécifiques et originaux (ex : ergomètre de départ de sprint, ergomètre de frappe) qui peuvent être utilisés sur le terrain même des disciplines concernées et qui fournissent des résultats directement exploitables par les principaux utilisateurs auxquels ils sont destinés, à savoir les entraîneurs et les athlètes. Outre ces aspects concrets, il est aussi essentiel que les fruits de cette synergie Théorie – Pratique se retrouvent dans les contenus de formation des cadres techniques, en vue de construire cette double culture commune à l’entraîneur et au chercheur.

1. Introduction

Dans la tradition olympique, la performance sportive consiste le plus souvent à :

- Parcourir une distance donnée le plus rapidement possible (citius) ; - Franchir la plus grande distance possible (altius) ;

P. Vaslin, P. Lacouture

176

- Créer la plus grande force possible (fortius). Sur le terrain de la pratique sportive, l'évaluation de la performance se résume

essentiellement à mesurer le résultat des actions motrices réalisées par l'athlète, sous la forme d'un temps (courses), d'une distance (sauts, lancers) ou encore d'une masse (ex : haltérophilie). Cependant, ces mesures brutes sont nettement insuffisantes à l'entraîneur car elles ne lui permettent pas de savoir comment ni pourquoi l'athlète est parvenu à ce résultat. En outre, elles ne permettent pas de rendre compte des performances réalisées dans les sports d'opposition individuelle ou collective (ex : sports de combat), ou encore dans les disciplines artistiques (ex : gymnastique). Or, il est indispensable à l'entraîneur de comprendre les causes et les enchaînements des actions réalisées, en vue de prodiguer des consignes pertinentes et, in fine, d'améliorer la performance des athlètes dont la technique gestuelle s’est construite, le plus souvent, par touches successives, par essais et erreurs, au gré des expériences : « A la recherche du geste juste », telle pourrait être la devise de l’entraîneur.

Pour étudier les processus mis en jeu dans la réalisation de la performance, au sens anglo-saxon du terme (to perform : réaliser, effectuer), et tenter de leur apporter une explication mécanique, il est indispensable de les évaluer en situation écologique. L’évaluation mécanique de la performance sportive et, à travers elle, celle des qualités physiques et techniques de l’athlète, repose avant tout sur des exigences théoriques et méthodologiques, mais aussi expérimentales. Ainsi, pour comprendre et analyser la performance, est-il nécessaire d'en construire une représentation abstraite (modélisation), aussi fidèle que possible à la réalité, en référence à un cadre théorique approprié (mécanique classique, mécanique des systèmes poly-articulés), qui permet d'en identifier les paramètres déterminants, puis d'en évaluer les facteurs pertinents à l'aide d'une instrumentation adaptée.

A cette fin, les chercheurs, comme les entraîneurs, ont à leur disposition de nombreux outils de mesure, du plus simple (ex : chronomètre, décamètre) au plus sophistiqué (ex : système d'analyse cinématique, plate-forme de forces), suivant la complexité de leur utilisation et du traitement de leurs résultats. Ces outils doivent être mis en oeuvre au plus près des conditions réelles de la pratique (ex : stade, gymnase, patinoire) et produire des résultats immédiats permettant une analyse rapide du geste, en interaction directe avec l’entraîneur et l’athlète. Ces contraintes fortes montrent que l’évaluation mécanique de la performance sportive est loin d’être aisée et que, pour y répondre, le biomécanicien doit proposer des solutions qu'il maitrise et, surtout, dont il connaît les limites.

2. Matériel et Méthode

Le processus d'évaluation mécanique de la performance sportive comporte

plusieurs étapes successives qui peuvent être présentées sous forme interrogative.


177

2.1 Comment la performance a-t-elle été réalisée ?

La réponse à cette première question passe, dans un premier temps, par l'analyse descriptive du mouvement, généralement basée sur la mémoire visuelle de l'entraîneur (le fameux « œil du maquignon »), et de plus en plus souvent par l'analyse qualitative de séquences d'images vidéo. Mais, comme l'a souligné Suzanne BACHELARD, ce type d'analyse est trompeur : « L’erreur est de croire que les faits contiennent déjà l’explication. Il faut l’y introduire… La base de la méthode expérimentale, c’est l’invention de la formule mathématique » [Bachelard, 44]. Il peut donc parfois conduire à des interprétations erronées, telles que :

- En saut en hauteur ou à la perche, le centre de masse du sauteur pourrait « passer en-dessous de la barre » lors du franchissement ;

- Lors de certaines figures acrobatiques, les gymnastes utiliseraient des « points d'appuis dynamiques » pour réaliser des « transferts de moments cinétiques ».

L'analyse cinématique quantitative, par les grandeurs auxquelles elle permet d'accéder (trajectoires des segments et du centre de masse de l'athlète, vitesses linéaires et angulaires, quantité de mouvement et moment cinétique, énergies cinétique et potentielle), éventuellement associée à une analyse dynamique utilisant des capteurs de forces à une ou plusieurs composantes (ex : mesure des forces et des moments exercés sur le sol ou sur tout autre support, fixe ou mobile), permet déjà de répondre à de nombreuses questions posées par l'entraîneur et l'athlète sur la réalisation du geste. Au risque, parfois, de contredire les métaphores mécaniques qui émaillent les discours et les écrits des spécialistes techniques de certaines disciplines sportives, telles que :

- A la suite de sa « poussée » dans les blocs de départ, le sprinter accélérerait « progressivement » ;

- En saut en longueur, la force de réaction du sol devrait « passer par le centre de masse du sauteur » à l'instant du décollage ;

- Dans certains sports de combat de percussion, la force d'impact maximale résulterait du « cumul des vitesses segmentaires ».

2.2 Pourquoi la performance a-t-elle été réalisée de cette façon ?

Les premières véritables difficultés de l'analyse mécanique de la performance sportive apparaissent lorsque l'on cherche à répondre à cette question.


178

2.2.1 Modélisation de la performance En effet, pour y parvenir, il est nécessaire de mener une importante réflexion préalable, généralement qualifiée de modélisation et présentée en détail par ailleurs [Bessonnet, 2009], qui peut être résumée de la façon suivante :

Théorie de référence :Mécanique des systèmes

multicorps

Performance Sportive

Identification des paramètres mécaniques

Modèle mécanique

Facteurs pertinentsde la performance

Protocole expérimental(mesures in situ)

Résultats des mesures

Programmede simulation

Performance théorique?

Figure 1. Méthode d'analyse mécanique de la performance sportive

« Devant une situation donnée, et en général complexe, il s'agit d'abord de dégager les paramètres fondamentaux, c'est-à-dire les grandeurs physiques jouant un rôle déterminant dans le phénomène étudié. Ces grandeurs doivent ensuite être représentées par des objets mathématiques (nombres entiers, nombres réels, nombres complexes, vecteurs, fonctions...) assujettis à vérifier un certain nombre de relations permettant de ramener le problème de physique étudié à un problème mathématique classique (résolution d'une équation algébrique, étude d'une équation différentielle, calcul d'une intégrale...) » [Petit, 1996, p. 237].

Le processus essentiel de la modélisation consiste donc à (Figure 1) : - Établir les relations causales entre les paramètres mécaniques intervenant

dans la réalisation du geste, c'est-à-dire construire un modèle ou ensemble d'équations reliant ces paramètres entre eux ;

- Identifier parmi ces paramètres les facteurs pertinents de la performance.

2.2.2 Modèle mécanique de l'athlète La première étape de ce processus dépend avant tout du modèle mécanique

adopté pour représenter la réalité du geste, et qui peut prendre deux formes extrêmes :


179

- Point matériel : L'athlète est représenté par son centre de masse, barycentre de l’ensemble des points du corps, et dont la position évolue au cours du temps dès que la configuration spatiale du corps change ;

- Système de solides poly-articulés : Le corps du sportif est représenté par un ensemble de segments articulés entre eux et mis en mouvement par les muscles squelettiques, qui sont alors qualifiés d’ « actionneurs du mouvement ».

Le choix du modèle dépend de la complexité du geste étudié, des connaissances actuelles sur le sujet, aussi bien dans la littérature scientifique et technique que de la part des expérimentateurs, et des moyens techniques disponibles pour réaliser l'étude. Quel que soit le modèle choisi, il permet l'application des lois de la mécanique classique : Principe Fondamental de la Dynamique, Théorèmes de la résultante dynamique et du moment dynamique, Théorèmes de la résultante cinétique et du moment cinétique, Théorème de l’énergie cinétique, etc. [Grossetête et Olive, 98]. En outre, suivant le geste étudié, les moyens disponibles et la précision recherchée, l'analyse peut être menée en deux ou en trois dimensions.

Cependant, ces modèles possèdent leurs propres limites : par définition, le modèle du point matériel ne permet qu’une analyse en translation, tandis que le modèle du système multi-corps définit les segments corporels comme des solides rigides et homogènes, de masse mi, et dont le centre de masse Gi est un point fixe du segment [Boncompain et al., 95]. Bien que ces simplifications soient quelque peu éloignées de la réalité, cette dernière modélisation reste pertinente et suffisamment complète pour permettre une analyse des mouvements en translation et en rotation, une évaluation énergétique et, sous certaines conditions, le calcul des efforts articulaires, par analyse dynamique inverse. Elle permet également d’évaluer la coordination gestuelle, ou technique gestuelle, mise en oeuvre par le sportif au cours de son action motrice. L’expression mathématique de cette action est définie par le concept mécanique de la quantité d’accélération segmentaire évaluée au centre de gravité du segment, dans le référentiel R, à un instant t :

)(/ tAm RGii

→

La mise en œuvre d’une gestuelle coordonnée peut alors être expertisée par la somme des quantités d’accélération de l’ensemble des segments qui composent le corps, établie par l’expression :

∑→

iR/Gii )t(Am

L’expertise d’une telle coordination segmentaire ne peut être étudiée que par une analyse cinématographique adaptée. L’implication de ces mouvements dans la production des forces est exprimée par le Principe Fondamental de la Dynamique qui s'écrit alors :


180

∑=→→

iR/Giiext )t(AmF .

Récemment, des modèles musculaires sophistiqués ont été développés pour certaines articulations et différents mouvements, sportifs ou non, mais ils ne peuvent pas encore être utilisés de manière courante.

2.2.3 Facteurs pertinents de la performance

L'identification des facteurs pertinents de la performance découle de l'étape précédente puisque ce sont les simulations réalisées à partir du modèle, implémenté dans un programme informatique de calcul, qui permettront d'évaluer les influences respectives et relatives des paramètres du modèle sur le résultat, à savoir la performance réalisée. Même si, en pratique, elle est formulée dès le début de l'analyse, en théorie, ce n'est qu'à ce stade que se pose véritablement la question des grandeurs à mesurer et donc des instruments à utiliser. Ces derniers doivent :

- Posséder les meilleures caractéristiques métrologiques possibles (ex : justesse, précision) ;

- Être placés au plus près de la grandeur à mesurer (ex : sur le sol ou sur le matériel sportif) ;

- Ne pas gêner l'athlète lors de la réalisation de son geste (ex : câbles, éclairage insuffisant) ;

- Pouvoir être utilisés sur le lieu même de la pratique sportive (ex : gymnase, stade, patinoire, piscine).

Au cours de ces dernières décennies, les progrès considérables de l'électronique (miniaturisation) et de l'informatique (puissance de calcul) ont permis le développement de nouveaux instruments sophistiqués, petits, légers, précis et autonomes, susceptibles d'être directement fixés sur l'athlète ou sur son matériel sportif. Ces instruments permettent de mesurer certains des paramètres nécessaires, par exemple, au calcul du travail et de la puissance mécaniques produits par l'athlète lors de l'exécution de son geste.

3. Applications

Cette méthodologie est couramment appliquée à l’évaluation des gestes sportifs

et elle a parfois généré la conception et la fabrication d’une instrumentation spécifique utilisable sur le terrain même de la pratique.

3.1 Ergomètre de départ de sprint

A l'origine de ce projet, la Fédération Française d'Athlétisme (FFA) souhaitait

disposer d'un outil de terrain capable de mesurer les paramètres mécaniques du


181

départ de sprint, et notamment les efforts exercés et les impulsions créées sous les pieds droit et gauche du sprinter. Cet instrument a été réalisé par le Centre d'Analyse d'Images et de Performance Sportive (CAIPS, CREPS de Poitou-Charentes), sur la base des travaux menés au Laboratoire de Mécanique des Solides (LMS, UMR 6610 CNRS – Université de Poitiers) [Achard et al., 03a et 03b ; Achard, 05]. Il est instrumenté avec deux capteurs à six-composantes, intégrés dans les blocs sous chacun des pieds, et deux capteurs à une composante, placés sous chacune des mains du sprinter, et intégrés dans une plaque solidaire de la structure du bloc de départ. Couplé à une caméra vidéo à 50 i/s, cet instrument permet de mesurer à une fréquence de 1000 Hz les efforts exercés par le sprinter pendant les phases de préparation, mais aussi après le signal du départ, au cours de la phase d'éjection du bloc de départ (Figure 2a). La force alors produite par le sprinter sous ses pieds est créée par la mise en action accélérée de ses segments, soit :

∑−=→→→

iR/Gii )t(AmPoidsF

En particulier, la force longitudinale suivant l’axe de course s’exprime par :

∑−=i

R/Giyiy )t(Am)t(F.

En d’autres termes, l’action coordonnée des segments crée la force Fy (t), qui elle-même engendre la variation de vitesse longitudinale du centre de gravité du

coureur exprimée par : dt)t(FmdV yGy

1−=.

Les résultats de ces mesures et calculs sont synthétisés dans une fiche récapitulative indiquant également les composantes de la vitesse et l'angle d'éjection du sprinter à l'instant où celui-ci quitte le bloc de départ, ainsi que l'amplitude du déplacement du centre de masse du sprinter au cours de la phase d'éjection (Figure 2b). L’entraîneur d’athlétisme, spécialiste des courses, dispose ainsi d’une expertise qualitative et quantitative, reliant l’efficacité du geste à la performance, exprimée ici en terme de vitesse de déplacement du coureur.

Figure 2 : Athlète en position sur l'ergomètre de départ (a) Fiche de résultats d'un essai (b)


182

3.2 L'ergomètre de frappe Suite à la recrudescence des traumatismes de la main et du poignet constatée

chez les pratiquants confirmés, la Fédération Française de Savate, Boxe Française et Disciplines Associées (FFSBFDA) a commandé une étude au CAIPS (CREPS de Poitou-Charentes) en vue d'identifier les causes de ces micro-traumatismes et d'obtenir des indications pour y remédier. Ce projet a nécessité la conception et la réalisation d'un ergomètre de frappe réglable en hauteur et en rigidité, et procurant au boxeur des sensations équivalentes à celles de la frappe au sac (Figure 3a). La cible a été instrumentée avec un capteur de forces à six composantes, destiné à mesurer les efforts lors du choc du poing sur la cible [Girodet et al., 05, 06 et 07]. Deux séries de mesures ont été réalisées avec des boxeurs de niveau national qui ont exécuté des coups de poing directs, à main nue et avec des bandages de contention couramment utilisés en boxe, sur la cible recouverte d'une mousse de protection extraite d'un gant de compétition. Tous les essais ont été enregistrés par quatre caméras vidéo rapides (250 i/s) afin de réaliser l'analyse cinématique des mouvements et de calculer les efforts articulaires au niveau du poignet, du coude et de l'épaule, par analyse dynamique inverse (Figure 3b).

Figure 3 : Frappe d'un boxeur sur la cible-ergomètre (a) – Modèle 3D utilisé pour l'analyse dynamique inverse (b)

4. Discussion

4.1 Ergomètre de départ de sprint

Le bloc de départ instrumenté a été utilisé par différents groupes d'entraînement

de sprinters français, dont ceux de la catégorie Espoirs. Les résultats ont mis en évidence les effets des différentes techniques enseignées par les entraîneurs de ces groupes, en particulier la répartition des efforts sous les deux pieds, significative des actions réalisées par les sprinters, telle que le ramener rapide de la jambe


183

arrière vers l'avant, par exemple. Les résultats obtenus avec différents réglages ont permis de quantifier les effets du décalage entre les blocs, et de la distance entre les blocs et les appuis des mains au sol. L'association avec la vidéo a également permis d'établir la relation entre les impulsions produites par le sprinter et sa vitesse de course à 10 mètres après le départ. Enfin, la comparaison des résultats obtenus par des sprinters et des hurdlers a montré que les seconds avaient un angle d'éjection plus ouvert que les premiers, vraisemblablement à cause de la nécessité pour eux de se redresser rapidement afin de se retrouver dans une position favorable au franchissement de la première haie.

4.2 L'ergomètre de frappe

Parmi les nombreux résultats obtenus avec l'ergomètre de frappe, les plus

significatifs concernaient le ratio force d'impact/poids du boxeur qui était comparable à celui du choc du pied sur le sol lors de la course à pied, et donc révélateur du caractère potentiellement traumatisant des séances d'entraînement au sac de frappe. Les contraintes de compression étaient logiquement plus élevées au niveau du poignet et du coude qu'à l'épaule, mais les résultats les plus surprenants ont été obtenus lors des frappes réalisées avec le bandage : ce moyen de contention très prisé par les boxeurs et objet d'une technique d'enroulement élaborée pouvait induire des contraintes de cisaillement au poignet plus élevées que lors des frappes à main nue. Complétés par des mesures de chocs réalisées sur différents modèles de gants de boxe, ces résultats pourraient remettre en cause l'utilisation du bandage, ou du moins son mode d'enroulement, et servir de base à la rédaction d'une norme pour l'évaluation et l'homologation des gants de Boxe Française. Cette étude est un exemple intéressant où les résultats scientifiques peuvent contredire les habitudes et les préjugés des pratiquants et des cadres techniques, et, par conséquent, nécessitent des efforts de pédagogie pour expliquer comment ils ont été obtenus et leurs implications pratiques.

5. Conclusion

La mesure et l’expertise de la performance sportive ne peuvent pas s’affranchir des cadres théoriques issus des recherches fondamentales, en constante évolution. Ces avancées théoriques, couplées à une instrumentation de plus en plus sophistiquée, doivent être adaptées à la conduite des expertises menées collégialement par les entraîneurs et les chercheurs. Cette méthode d'analyse mécanique de la performance sportive est quotidiennement mise en oeuvre, sans concession scientifique aux préjugés parfois en vogue dans le milieu sportif, dans les laboratoires universitaires et les structures de recherche spécialisés dans ce


184

domaine, tels que le LMS (Equipe « Mécanique du geste sportif »), le CAIPS (CREPS de Poitou-Charentes) et le CRITT Sports-Loisirs (Châtellerault). La collaboration étroite et historique entre ces structures, mais aussi avec des partenaires extérieurs, leur a permis de réaliser de nombreuses études à la demande de diverses fédérations sportives, et s'est traduite par la fabrication de quelques instruments de mesure originaux, qui peuvent être utilisés sur le terrain même des disciplines concernées, et qui fournissent des résultats directement exploitables par les principaux utilisateurs auxquels ils sont destinés, à savoir les entraîneurs et les athlètes. Outre ces aspects concrets, il est aussi essentiel que les fruits de cette synergie Théorie – Pratique se retrouvent dans les contenus de formation des cadres techniques, en vue de construire cette double culture commune à l’entraîneur et au chercheur.

6. Références

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Computer simulation of sports technique

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Computer simulation of sports technique M.R. Yeadon School of Sport and Exercise Sciences, Loughborough University, Loughborough, United Kingdom Email: [email protected] Abstract: Models of high bar circling, swinging on rings, tumbling and twisting can give insight into the mechanics of these movements and provide a basis for coaching in order to improve performance. Such models can also be used to investigate the viability of new movements or new techniques. Training aids based on models of sports movements have the potential to speed learning and enable athletes to reach new levels of achievement. KEY WORDS: computer simulation, training aids

1. Introduction

Models of human movement may be used to gain an understanding of the underlying mechanics. In sport there is also the possibility of improving technique using the results of computer simulation models. This will be illustrated in this paper using a number of examples taken from sport. 2. High bar

Hiley and Yeadon (2003a) used a four-segment angle-driven planar computer simulation model of a gymnast on high bar to show that the change from the traditional to the scooped technique for giant circles prior to a dismount could not be accounted for on the basis of angular momentum generation. Subsequently this change was explained by an increased margin for error in timing the release arising from a flattening of the mass centre path in the scooped technique (Hiley and Yeadon, 2003b). It was also shown that the important characteristic of the scooped technique was being hyper-extended at the lowest point of the circle.

Using the same model Hiley and Yeadon (2005) demonstrated that the triple somersault straight dismount from high bar was theoretically possible in that sufficient angular momentum could be generated but was also theoretically impractical since the margin for error was too small. It was concluded that the triple piked somersault dismount and the lay-full-full tucked dismount were viable dismounts on the basis of angular momentum and margin for error. Subsequently it was shown that the triple piked dismount could be produced from optimised

M.R. Yeadon

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giant circles in which there was up to 30 ms perturbation in timing coordination (Yeadon and Hiley, 2008).

These results give focus to which aspects of giant circles should be coached and what new dismounts might be considered.

Figure 1: Two types of giant circle on high bar

3. Rings A five-segment 3D computer simulation model of swinging on rings was used

by Brewin et al. (2000) to understand the extent to which characteristics of equipment and gymnast technique contributed to load reduction in long swings on rings. The model was also used to investigate optimal coordination for long swings to a still handstand and showed that timing errors ranged from 15 ms for minimal swing in handstand to 30 ms for other performances of Olympic competitors (Yeadon and Brewin, 2003).

optimum

Figure 2: An optimised long swing to still handstand on rings


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4. Tumbling

King and Yeadon (2003) used a five-segment torque-driven computer simulation model of tumbling to investigate to what extent a gymnast could cope with perturbations to approach characteristics and activation timings during the takeoff for a layout somersault. It was found that errors of less than 5% in perceiving approach characteristics and 7 ms in activation timings could be accommodated using adjustments during takeoff and flight.

The same model was also used to investigate whether a triple straight somersault was viable (King and Yeadon, 2004). It was shown that the prime requirement for this movement was a fast backward handspring approach (7 ms-1) together with a re-optimisation of activation timings.

Figure 3: A matching simulation of a performance of a layout somersault

5. Twisting somersaults

Yeadon (1993a) used a rigid body model to describe the two modes of aerial motion, namely the twisting somersault and the wobbling somersault, and to explain the instability of rotations about the axis of intermediate moment of inertia. For twists that started during contact prior to the aerial phase the effects of

M.R. Yeadon

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switching between the two modes were identified and examples given of how twist may be stopped and tilt removed (Yeadon, 1993b). Using an 11driven computer simulation model of aerial movement (Yeadon et al., 19was shown that twist may be initiated in the aerial phase of a somersault using asymmetrical movements of arms or hips to produce tilt and that the subsequent removal of tilt stopped the twist (Yeadon, 1993c). A method for quantifying tilt contributions to actual performances of twisting somersaults was devised (Yeadon, 1993d) and applied to quantify twisting techniques used in freestyle aerial skiing (Yeadon, 1989), springboard diving (Yeadon, 1993e), rings dismounts (Yeadon, 1994), high bar dismounts (Yeadon et al., 1990b; Yeadon, 1997) and tumbling (Yeadon and Kerwin, 1999) in competition at the 1988, 1992, 1996 and 2000 Olympic Games and the 1991 World Student Games. The simulation model was also used to show how instability about the lateral axis in multiple layout somersaults may be controlled using asymmetrical arm movements based on information supplied by the vestibular apparatus (Yeadon and Mikulcik, 1996). The feasibility of a new double twisting triple somersault dismount from high bar was also investigated using this simulation model (Hiley and Yeadon, 2005).

Figure 4. During a wobbling somersault the twist oscillates left then right

Figure 5. During a twisting somersault the twist continues in one direction

switching between the two modes were identified and examples given of how twist may be stopped and tilt removed (Yeadon, 1993b). Using an 11-segment angle-driven computer simulation model of aerial movement (Yeadon et al., 1990a) it was shown that twist may be initiated in the aerial phase of a somersault using asymmetrical movements of arms or hips to produce tilt and that the subsequent removal of tilt stopped the twist (Yeadon, 1993c). A method for quantifying tilt

utions to actual performances of twisting somersaults was devised (Yeadon, 1993d) and applied to quantify twisting techniques used in freestyle aerial skiing (Yeadon, 1989), springboard diving (Yeadon, 1993e), rings dismounts (Yeadon,

unts (Yeadon et al., 1990b; Yeadon, 1997) and tumbling (Yeadon and Kerwin, 1999) in competition at the 1988, 1992, 1996 and 2000 Olympic Games and the 1991 World Student Games. The simulation model was

xis in multiple layout somersaults may be controlled using asymmetrical arm movements based on information supplied by the vestibular apparatus (Yeadon and Mikulcik, 1996). The feasibility of a new double twisting triple somersault dismount from high bar was also investigated using this simulation model (Hiley and Yeadon, 2005).

wist oscillates left then right

wist continues in one direction


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Figure 6. A double somersault with 1½ twists produced using asymmetrical hip movement

6. Gymnastics training aids

Yeadon and Knight (2006) combined a head mounted real-time virtual reality display with a twisting somersault simulation in order to train viewing techniques during aerial movement. When used by freestyle skiiers it was found that experienced competitors were able to view the landing area during flight more consistently than novices. Further development of this system allows twist to be introduced into a multiple somersault using real-time monitoring of the user’s arm movements. This has the potential for the user to learn the appropriate coordination during a simulated aerial phase before actually attempting the skill.

7. Discussion

The main benefit that modelling brings to informing the coaching of technique in sport is a fundamental understanding of the mechanics of specific movements. When the underlying mechanics are understood properly then progressive schemes for skill development can be designed and insight is available when execution problems arise. Without understanding, a cookbook approach to skill development will be less effective and may give rise to the passing on of flawed explanations. While much new technique originates from individual aunconsciously rather than deliberately, only research into sports technique can provide a sound basis for understanding, coaching, skill improvement and safe innovation.

using asymmetrical hip movement

time virtual reality display with a twisting somersault simulation in order to train viewing techniques during aerial movement. When used by freestyle skiiers it was found that experienced competitors were able to view the landing area during flight more consistently than novices. Further development of this system allows twist to be

time monitoring of the user’s arm movements. This has the potential for the user to learn the appropriate coordination during a simulated aerial phase before actually attempting the skill.

modelling brings to informing the coaching of technique in sport is a fundamental understanding of the mechanics of specific movements. When the underlying mechanics are understood properly then progressive schemes

d insight is available when execution problems arise. Without understanding, a cookbook approach to skill development will be less effective and may give rise to the passing on of flawed explanations. While much new technique originates from individual athletes, often unconsciously rather than deliberately, only research into sports technique can provide a sound basis for understanding, coaching, skill improvement and safe

M.R. Yeadon

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Figure 7: Interactive use of head mounted display with viewpoints of trampolinist and

spectator displayed on computer screens

8. References Brewin, M.A., Yeadon, M.R. and Kerwin, D.G. 2000. Minimising peak forces

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M.R. Yeadon

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Acknowledgements

The support provided by British Gymnastics, Sport Canada, The Sports Science Support Programme, the International Olympic Committee Medical Commission, NSERC and BBSRC is gratefully acknowledged.

Liste des participants.

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Liste des auteurs David Amarantini 17 Sophie Barré 23,163 Mickaël Begon 33 Eric Berton 17 Guy Bessonnet 39 Alice Bonnefoy 169 Luc Boutin 57 Rodolphe Brichet 75 Sylvain Brochard 127 Violaine Cahouët 17 Laurence Chèze 169 Christophe Cornu 111,121 Lou Counil 65 Arnaud Decatoire 73,83 Samuel Deslandes 97 Eric Desailly 91 Gilles Dietrich 65,103 Raphaël Dumas 169 Marc Elipot 103 Antoine Eon 57 Alexandre Fouré 111 Arnaud Guével 121 Gaël Guilhem 121 Farid Hareb 91 Philippe Hellard 103 Nicolas Houel 105 Monique Jackson 33 Yves Kerlirzin 65 Nejib Khouri 91

Jean-Michel Kobus 23,163 Patrick Lacouture 57,73,91,149,175 Fabien Leboeuf 127 Julien Leboucher 127 Mathieu Lempereur 127 Alban Leroyer 23 Jean-Michel Leveque 169 Luc Martin 17 Jean-Pierre Mariot 97,163 Alison McGregor 137 Tony Monnet 83,149 Antoine Nordez 111,155 Guy Ontanon 169 Guillaume Rao 17 Olivier Rémy-Néris 127 Annie Riquet 169 Alain P.J. Salanne 83 Philippe Sardain 91 Jacques Saury 155 Sébastien Serveto 163 Carole Sève 155 Cédric Schwartz 127 Jean Slawinski 169 Claude Vallée 149 Philippe Vaslin 175 Daniel Yepremian 91 M.R. Yeadon 187 Saïd Zeghloul 59

La Machine Humaine au Regard de la Performance Sportive

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