NOUVELLES METHODES DE MESURE DE

N d ordre : Année 2005 UNIVERSITE JEAN MONNET DE SAINT ETIENNE THESE DE DOCTORAT Présentée en vue de l obtention du grade de Docteur d Université, spécialité Motricité Humaine et Handicap par Guillaume MORNIEUX NOUVELLES METHODES DE MESURE DE L EFFICACITE DE PEDALAGE : APPLICATION A L ETUDE DES FACTEURS BIOMECANIQUES DU RENDEMENT MUSCULAIRE EN CYCLISME. Soutenue publiquement le 12 décembre 2005 JURY : Pr. Alain BELLI Directeur de thèse (PU,Université Jean Monnet Saint Etienne) Pr. Albert GOLLHOFER Co-Directeur de thèse (PU, Université Albert-Ludwig Freiburg) Dr. Frédéric GRAPPE Rapporteur externe (MCF,Université de Franche Comté Besançon) Dr. Christophe HAUTIER Rapporteur externe (MCF,Université Claude Bernard Lyon I) Pr. Frank MAYER (Prof. Dr. med., Universitätsklinikum Freiburg) Dr. Björn STAPELFELDT (MCF, Université Albert-Ludwig Freiburg)

REMERCIEMENTS Je remercie tout d abord le Professeur André Geyssant qui, en m accueillant dans son unité de recherche de Physiologie et Physiopathologie de l Exercice et de Handicap, m a permis de débuter ce travail dès mon DEA à Saint Jean Bonnefonds pour le terminer à Bellevue. J ai pu mesurer au cours de ces 5 années la chance que j avais de réaliser mon doctorat dans un laboratoire de cette qualité, regroupant de grands chercheurs dans les différents domaines de la recherche sur l exercice physique. Mes plus grands remerciements vont sans doute au Professeur Alain Belli, qui m a motivé dès mon année de DEUG2 à poursuivre mes études dans la recherche et l entraînement sportif pour finalement réaliser ce travail de thèse sur la biomécanique du cyclisme. Je pense que sa pertinence scientifique font de lui un grand chercheur. Merci pour tous ces congrès, enseignements, protocoles de recherche, collaborations avec l étranger Ces collaborations avec l étranger auraient eu un goût d inachevé si elles ne m avaient pas permis de réaliser un travail de thèse en co-tutelle. Le professeur Albert Gollhofer a accepté de co-diriger ce travail de thèse et je lui en suis très reconnaissant. Ceci m a permis de réaliser la moitié de ce travail à Freiburg (Allemagne) à l Institut Für Sport und Sportwissenschaft, de découvrir d autres manières de faire, de penser et de valoriser ce doctorat. Je tiens également à exprimer ma reconnaissance à mes deux rapporteurs de thèse : les docteurs Frédéric Grappe et Christophe Hautier. Vous étiez déjà rapporteur lors de mon DEA et êtes donc à même de mesurer le travail que j ai accompli durant ces dernières années. J ai pu à plusieurs reprises côtoyer Christophe et apprécier son travail lors de mon doctorat, et j espère qu un homme de terrain et d entraînement comme Frédéric appréciera tout particulièrement la dernière partie de ce travail. Le professeur Frank Mayer a également accepté de juger ce travail. J ai déjà eu l occasion de le remercier de m avoir accueilli à Tübingen puis à Freiburg. Travailler avec lui sur la course à pied n a pas directement fait avancer ma thèse sur le cyclisme mais ses conseils, ses critiques et son aide m ont beaucoup apporté. Un grand merci au docteur Björn Stapelfeldt pour m avoir entraîné dans son aventure au Radlabor à Freiburg et maintenant juger mon doctorat. Mon travail dans son laboratoire ces derniers étés m a permis de me rapprocher du terrain et de découvrir un peu mieux le monde du cyclisme. Ce mélange de terrain, labo, «coups de bourre» et bonne humeur a été des plus instructif. Enfin je n oublie pas tous ceux qui m ont aidé au cours de ces années de Doctorat, en Finlande ou en Allemagne, à Saint Jean ou à Bellevue, lors des protocoles de recherche ou de l écriture des articles. Merci aux profs et étudiants/doctorants que j ai côtoyé dans les différents domaines de la recherche en activité physique, aux techniciens/techniciennes, aux secrétaires, aux médecins, bref à toute l équipe du PPEH et du pavillon de Médecine du Sport et Myologie à Bellevue, à mes collègues du STAPS de Saint Etienne, et aux personnes extérieures à tout cela. Merci à tous ceux qui ont pris de leur temps pour m aider quand je ne comprenais plus, et plus particulièrement, à Régis pour son aide en mécanique et électronique, et à mon équipe de bioméca. Grâce à vous, ce n est que très rarement que réaliser ce travail de thèse ne m a pas apporté du bon temps.

Table des matières TABLE DES MATIERES INTRODUCTION GENERALE 1/ Préambule 4 2/ Les paramètres métaboliques... 5 2.1 / La fréquence cardiaque 5 - Méthodes de mesure en laboratoire et sur le terrain.. 5 - Relation FC performance.. 5 2.2 / La consommation d oxygène.... 6 - Méthodes de mesure en laboratoire et sur le terrain. 6 - Relation V. O 2 - performance 6 3/ Les paramètres biomécaniques... 7 3.1 / Vitesse et cadence de pédalage.. 7 - Méthodes de mesure en laboratoire et sur le terrain.. 7 3.2 / Résistances et puissance mécaniques.. 8 - Méthodes de mesure des résistances en laboratoire et sur le terrain.... 9 - Méthodes de mesure de la puissance en laboratoire et sur le terrain. 10 3.3 / Le rendement musculaire en cyclisme 11 - Définition.. 11 3.4 / La technique de pédalage 12 - Méthodes de mesure en laboratoire et sur le terrain des forces appliquées sur les pédales. 12 - Description des fores appliquées sur les pédales 14 - L efficacité de pédalage. 16 - Les impulsions. 17 4/ Relation entre les paramètres biomécaniques et la performance 18 4.1 / Cadence de pédalage. 18 - Relation avec V. O 2 en laboratoire...18 - Problème des différences entre le laboratoire et le terrain 19 4.2 / Force et puissance mécaniques.. 19 - Relation avec la performance.. 19 - Optimisation du matériel et de la position 20 4.3 / Le rendement musculaire en cyclisme 21 - Relation rendement musculaire performance... 21 4.4 / La technique de pédalage 25 - Relation efficacité de pédalage performance...25 - Relation impulsion performance. 27 4.5 / Facteurs influençant la technique de pédalage... 28 - Niveau d expertise.. 28 - Lien pied-pédale.. 30 1

Table des matières 5/ Hypothèses et buts du travail... 32 PARTIE 1 : NOUVELLES METHODES DE MESURE DE L EFFICACITE DE PEDALAGE ETUDE I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D Introduction... 37 Matériel et méthodes... 38 Résultats. 44 Discussion. 47 ETUDE II : Nouvelle méthode de mesure sur le terrain des forces appliquées sur les pédales Introduction... 56 Matériel et méthodes.. 56 Résultats. 60 Discussion. 62 PARTIE 2 : EFFICACITE DE PEDALAGE ET RENDEMENT MUSCULAIRE ETUDE III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire Introduction... 70 Matériel et méthodes.. 71 Résultats. 77 Discussion. 80 ETUDE IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme Introduction... 92 Matériel et méthodes.. 94 Résultats. 97 Discussion. 100 CONCLUSION GENERALE. 108 BIBLIOGRAPHIE. 116 ANNEXES. 126 2

INTRODUCTION GENERALE

Introduction générale 1/ Préambule En 2002, Lance Armstrong parcourt entre le 6 et le 28 juillet les 3276 km du Tour de France en 82 h 05 12. Pendant que L. Armstrong travaille encore aujourd hui sur son positionnement sur la bicyclette afin d améliorer ses performances lors d un contre la montre, on se demande si J. Ullrich ne devrait pas augmenter sa cadence de pédalage et ainsi emmener des braquets moins gros. Il y a bien sûr le ressenti de l athlète, qui lui permet par exemple de régler sa hauteur de selle ou d adopter une certaine cadence lors d un contre la montre et une autre lors d une étape de montagne. Cependant, l athlète parvient-il à comprendre les implications énergétiques, biomécaniques ou autre, derrière le choix de la cadence de pédalage ou de son positionnement, et de ce fait, ne peut-on pas l aider à affiner ces réglages, voire à aller outre son ressenti pour viser l optimisation de la performance. Ces enjeux sont les mêmes pour les différentes épreuves, que ce soit sur route, sur piste ou en tout terrain, et même si les facteurs prépondérants (par exemple la production de puissance ou la minimisation du coût énergétique) ne sont pas toujours les mêmes, l optimisation de chacun d entre eux permet d améliorer la performance. C est dans cette optique que les récents congrès sur le cyclisme, en France (Caen, novembre 2004) ou en Allemagne (Freiburg, novembre 2004), avaient pour volonté de réunir tous les professionnels du cyclisme, de l athlète à l entraîneur, en passant par le préparateur physique, le biomécanicien, le physiologiste ou le médecin. L interaction entre ces «différents mondes» est très riche en informations pour l avancée de la connaissance du cyclisme. Cependant, il se peut qu il soit encore difficile pour tous ces acteurs de travailler ensemble. De son côté, l étude scientifique de la performance en cyclisme permet non seulement aux entraîneurs d orienter l entraînement mais également à l Homme de mieux comprendre le fonctionnement du corps humain. Différentes études, notamment citées dans la revue de littérature de Faria et al. en 2005 ont mis en évidence les différents facteurs de la performance, qu ils soient physiologiques (consommation maximale d oxygène ou seuils de concentration en lactates sanguins par exemple), liés à l entraînement (affûtage, surentraînement) ou biomécaniques. Ce dernier aspect apparaît comme des plus importants pour un cycliste, notamment du fait de son interaction avec sa bicyclette, l air ambiant et le sol. Ainsi, la capacité à résoudre des problèmes tels que 4

Introduction générale surmonter les résistances à l avancement ou améliorer l efficacité du transfert de puissance du corps à la bicyclette, devient alors primordiale. L efficacité de transfert de la puissance en cyclisme dépend du matériel et de manière plus empirique de la technique de pédalage. Cependant des travaux de recherche semblent être nécessaires afin de mieux comprendre l influence de l efficacité de pédalage sur la performance. Ainsi, c est autour de la notion d efficacité de pédalage que la majeure partie de ce travail se construira, afin d objectiver son lien avec la performance, et plus précisément de comprendre dans quelles mesures l efficacité de pédalage influence le rendement musculaire. 2/ Les paramètres métaboliques 2.1 / La fréquence cardiaque La fréquence cardiaque (FC) exprimée en battements par minute (bpm), par son accroissement, permet d augmenter le débit cardiaque (autrement dit la quantité de sang sortant de l aorte par minute). Sa mesure est importante car elle peut être utilisée comme repère de l intensité de l exercice. - Méthodes de mesure en laboratoire et sur le terrain : Alors que la mesure de FC par le biais d un électrocardiogramme est privilégiée lors d une épreuve en laboratoire, on ne peut pas se permettre d encombrer l athlète de fils lorsque ce dernier effectue une épreuve sur le terrain. Dès lors, des cardiofréquencemètres du type Polar ou CicloSport permettent une transmission sans fil de la ceinture pectorale mesurant FC, à la montre ou au récepteur fixé sur la bicyclette. Ce genre de matériel permet une mesure moins encombrante avec une précision demeurant satisfaisante (Treiber et al., 1989). - Relation FC - performance : Classiquement, FC augmente de façon linéaire avec la puissance jusqu à atteindre un maximum et alors observer un plateau. Cependant FC maximale ne détermine pas la performance à haut niveau étant donné que Lucia et al. (1998 et 2002) n ont pas reporté de différence de FC maximale en comparant un groupe de cyclistes professionnels et un 5

Introduction générale groupe amateur ou élite. FC est également un moyen simple d évaluer l influence des différents paramètres biomécaniques sur la performance. Par exemple, Lucia et al. (2004) ont obtenu une relation entre FC et cadence de pédalage pour conclure que les faibles cadences n étaient pas appropriées chez les cyclistes professionnels. De même, Heil et al. (1995) ont pu déterminer qu un angle de tige de selle supérieur à 76 (jusqu à 90 ) diminuait significativement les valeurs de FC par rapport à un angle de tige de selle de 69. 2.2 / La consommation d oxygène en cyclisme La consommation d oxygène ( V. O 2), caractérisée par l équation de Fick, est déterminée par le produit entre le débit cardiaque et la différence artério-veineuse en oxygène. Elle rend compte du débit d oxygène consommé par l athlète et présente de ce fait un intérêt dans l évaluation de la performance. - Méthodes de mesure en laboratoire et sur le terrain : La méthode de référence permettant d obtenir la meilleure précision de mesure est celle des sacs de Douglas. D autres méthodes utilisées en laboratoire permettent une analyse cycle à cycle du V. O 2. Par exemple, le système CPX/D tend à être limité en précision par rapport à la méthode de Douglas (Gore et al., 2003) mais le système Oxycon-Pro semble présenter des performances proches de la méthode des sacs de Douglas à faible comme à haute intensités (Rietjens et al., 2001). Sur le terrain, la nécessité de système portable se fait sentir. Différents systèmes, comme par exemple le MetaMax I/II ou le K2/K4 ont d ores et déjà donné satisfaction quant à leur validité (Meyer et al., 2005). - Relation V. O 2 - performance : V. O 2 évolue linéairement avec la puissance jusqu à atteindre un plateau à puissance maximale aérobie. A cette puissance, la consommation maximale en oxygène est ainsi atteinte et est notée V. O 2max. Les facteurs pouvant influencer V. O 2 sont par exemple la cadence de pédalage (Hintzy et al., 1999), le surentraînement (Bahr et al., 1991) ou la typologie musculaire (en effet Coyle et al. ont reporté en 1992 une relation positive entre le rendement musculaire et le pourcentage de fibres lentes lors d un exercice de pédalage ou d extension de jambes, 6

Introduction générale laissant à penser que V. O 2 tend à diminuer chez les sujets présentant une plus large proportion de ces fibres lentes). De plus V. O 2 dépend de nombreux paramètres technologiques comme par exemple la hauteur de selle (Nordeen-Snyder, 1977) ou l angle de tige de selle (Heil et al., 1995 ; Price et Donne, 1996). V. O 2 évolue de la manière pour des professionnels que pour des sujets élites ou amateurs jusqu à l atteinte de leur seuil lactique (Lucia et al., en 1998 et 2002). Au delà de ce point, les professionnels tendent à consommer moins d oxygène. Même si ces auteurs notent une différence significative de puissance maximale, V. O 2max n est pas différent entre ces populations. Ainsi, de même que pour FC, ce facteur physiologique ne semble pas déterminer la performance dans un groupe homogène à haut niveau. De ce fait, il serait intéressant d analyser si des paramètres mécaniques permettraient d avantage d expliquer ces différences. 3/ Les paramètres biomécaniques 3.1 / Vitesse et cadences de pédalage - Méthodes de mesure en laboratoire et sur le terrain : Le principe de mesure de la cadence de pédalage et de la vitesse sur le terrain consiste principalement en l utilisation de compteurs de tour. Des capteurs placés sur la partie fixe du cadre et de la fourche détectent le passage de la pédale et celui d un point de la roue et déterminent donc le nombre de tour de pédale et de roue en un temps donné (compteur Polar par exemple). Il est ainsi possible d exprimer la cadence de pédalage en rotations de pédale par minute (rpm) grâce au premier capteur et la vitesse de déplacement grâce au deuxième capteur, en connaissant la circonférence de la roue définissant alors le nombre de mètres parcourus pour un tour de roue. En laboratoire, la méthode la plus simple est d utiliser le même principe bien que l utilisation de la cadence de pédalage soit privilégiée du fait qu il n y ait pas de déplacement de l ergomètre pendant l effort. Etant donné que le braquet utilisé est souvent fixé par l ergomètre, ceci rend possible l utilisation d un seul capteur pour détecter le passage de la roue ou de la pédale. Ce braquet unique autorise le calcul du rapport entre un tour de pédale et un tour de roue permettant de déterminer à partir de 7

Introduction générale l une ou l autre des mesures, la cadence et la vitesse de pédalage. Par exemple, en mesurant le nombre de tour de pédale, on calcule la distance parcourue par tour de pédale en multipliant la circonférence de la roue (diamètre de la roue multiplié par π) par le braquet (nombre de dents du plateau divisé par le nombre de dents du pignon). Cependant, il n est alors possible de calculer la vitesse que pour chaque cycle et non de manière instantanée ce qui pose un problème de précision. Ainsi, des capteurs permettant de déterminer le déplacement instantané de la roue en utilisant par exemple un codeur incrémental fixé à une poulie en contact avec le volant d inertie (Arsac et al., 1996) sont utilisés. La cadence de pédalage est alors obtenue en connaissant le développement et la vitesse en fonction du temps d acquisition. 3.2 / Résistances et puissances mécaniques Les résistances à l avancement comprennent la résistance aérodynamique et celle de roulement. La résistance aérodynamique (Ra en N) est la forme de résistance majeure. En effet cette force est proportionnelle au carré de la vitesse de déplacement relative à l air (v en m.s -1 ) et dépend notamment de la masse volumique de l air (ρ en kg.m -3 ), de la surface frontale du couple cycliste-bicyclette (S en m 2 ) et du coefficient de pénétration (Cx) : Ra = 0,5 ρ S Cx v 2 [1] Plus simplement, cette relation peut s écrire en résumant tous les paramètres excepté v sous un coefficient de frottement visqueux, noté b (N.m -2.s 2 ). Ainsi, on obtient : Ra = b v 2 [2] La résistance de roulement (R R en N) est une autre forme de résistance dans le cyclisme, notamment importante à faibles vitesses. Elle est principalement engendrée par la compression des roues et/ou du sol. Cette résistance de roulement est calculable à partir de la masse du cycliste (m en kg), de la gravité (g en m.s -2 ) et du coefficient de roulement (C R ) dépendant principalement des caractéristiques des roues, des pneus et du sol : R R = C R m g [3] La puissance mécanique est classiquement définie comme le rapport entre le travail mécanique du à une application de force sur la durée d application de cette force : 8

Introduction générale P = W (F) t -1 [4] avec W (F) le travail exprimé en Joules (J), t la durée en seconde (s) et P la puissance en Joules.s -1 ou Watts. Il est également possible d exprimer cette puissance comme le produit d une force et la vitesse d application de cette force : P = F v [5] avec F la force (N) et v la vitesse (m.s -1 ). - Méthodes de mesure des résistances en laboratoire et sur le terrain : Trois types de méthodes, à savoir par traction, en soufflerie et basée sur les décélérations, sont généralement utilisées. Mesure par traction (di Prampero et al., 1979) : ces auteurs ont déterminé la résistance totale s opposant à l avancement en cyclisme, en tractant à différentes vitesses un cycliste sur sa bicyclette par l intermédiaire d un câble relié à une jauge de contrainte. Il a ainsi été mis en évidence que la résistance totale (R T en N) augmentait linéairement avec le carré de la vitesse de déplacement [v en (m.s -1 ) 2 ]. La figure 1 cidessous permet de mieux comprendre cette relation ainsi que les parts dues à R a et à R R. Figure 1. Résistance totale (R T ) en cyclisme en fonction de la vitesse de déplacement élevée au carré. Cette mesure a été réalisée en descente (cercle vide) et en montée (cercle noir) dans une pente à 0,69 % (d après di Prampero et al., 1979). A partir de cette relation, l équation suivante a pu être déterminée : R T = 3,2 + 0,19 v 2 [6] Cette relation permet de définir la résistance totale engendrée en fonction de la vitesse de déplacement. De plus, elle permet de définir R R comme l ordonnée à l origine et b comme la pente de la relation. Ainsi, des valeurs de 3,2 N et de 0,19 N.m -2.s 2 sont applicables pour respectivement R R et b, avec 0,19 v 2 permettant de calculer Ra. 9

Introduction générale Mesure en soufflerie : ce type de mesure permet d imposer une vitesse de vent relatif au cycliste et de calculer la force résultante. Ainsi, une relation correspondant à l équation 2 est obtenue avec des valeurs classiques de b d environ 0,2 N.m -2.s 2 (0,166 N.m -2.s 2 exactement dans l étude de Davies en 1980). Enfin, Candau et al. (1999) ou de Groot et al. (1995) ont utilisé une méthode de mesure basée sur la décélération permettant de déterminer les forces de résistances aérodynamique et de roulement lors d un effort en cyclisme. Ce modèle simple basé sur la deuxième loi de Newton et sur les équations 1 et 3 permet une évaluation sur le terrain de ces résistances à l avancement. Lors d un exercice sur cyclo-ergomètre fixe en laboratoire, l absence de déplacement implique que la charge de friction simule à la fois R R et R a. Les différents ergocyles proposés sur le marché génèrent cette force de friction de différentes manières (Paton et Hopkins, 2001). En effet, le Monark est monté de manière à générer une force de friction par la courroie plus ou moins serrée autour d un volant d inertie et propose une bonne précision (Woods et al., 1994). Le système de résistance du Kingcycle utilise une résistance aérodynamique, qui ne permet pas une mesure précise mais néanmoins reproductible (Balmer et al., 2000a et 2000b ; Palmer et al., 1996) et quant au Velodyne (Caldwell et al., 1998) ou à l Axiom (Bertucci et al, 2004), ils utilisent des freins électromagnétiques. - Méthodes de mesure de la puissance en laboratoire et sur le terrain : Classiquement, on utilise l équation 5 pour déterminer la puissance sur un ergocycle Monark, en utilisant la friction de la courroie comme valeur de force et la vitesse linéaire d un point en périphérie du volant d inertie. Mais en fonction du système de mesure et de la localisation de la mesure de la force, l équation 5 est modifiée. Par exemple, la déformation de la manivelle (de longueur L) engendrée par l application sur la pédale d une force tangentielle au déplacement de la manivelle (F TA ) est mesurée au niveau du plateau de pédalier par l intermédiaire de jauges de contrainte sur le système SRM. A ce couple de force total correspond une vitesse angulaire (ω) exprimée en radians par seconde (rad.s -1 ). Ainsi, la puissance se calcule comme suit : P = F TA L ω [7] 10

Introduction générale Les ergomètres présentant les différents systèmes de friction cités précédemment, permettent également la mesure de puissance en laboratoire. D autres wattmètres semblent cependant aussi performants tout en permettant une mesure sur le terrain. C est le cas du SRM (mesure au niveau du plateau de pédalier ; Jones et Passfield, 1998) ou du PowerTap (mesure au niveau du moyeu de la roue arrière ; Gardner et al., 2004) dont la précision et la reproductibilité de mesure sont très satisfaisantes. En revanche, un outil de mesure tel que le Polar S710, mesurant indirectement la puissance à partir des oscillations de la chaîne, n est pas valide (Millet et al., 2003). D autre part, à partir des résistances à l avancement définies par l équation 6 et la vitesse de déplacement (v), di Prampero et al. (1979) ont établi une équation simple permettant de déterminer la puissance externe (P en Watts) produite par un cycliste sur le terrain : P = 3,2 v + 0,19 v 3 [8] avec 3,2 la valeur représentant la résistance de roulement et 0,19 le coefficient de frottement visqueux. 3.3 / Le rendement musculaire en cyclisme La mesure du V. O 2 ne renseigne pas sur les substrats énergétiques utilisés et de ce fait un même V. O 2 peut engendrer différents travaux métaboliques. De plus elle ne permet pas de comparer les sujets à des niveaux différents de travail mécanique. Ainsi, le rendement musculaire (Gaesser et Brooks, 1975) se trouve être un facteur plus intéressant que V. O 2 pour caractériser la performance d un cycliste. - Définition : Le rendement musculaire (η) est défini par le rapport entre le travail mécanique fourni (W) sur le travail métabolique utilisé (Gaesser et Brooks, 1975 ; Stainsby et al., 1980). Lors de l exercice réalisé en condition sous maximale et lorsqu un état stable de consommation d oxygène est atteint, alors la mesure du travail métabolique peut se réaliser uniquement à partir du V. O 2 en connaissant l équivalent énergétique (Eq en Joules) d un litre d oxygène (Garby et Astrup, 1987 ; McArdle et al., 2001) : = W. V O2 Eq 100 [9] 11

Introduction générale On peut tout d abord calculer le travail métabolique au moyen du V. O 2 brut mesuré lors de l exercice. Ensuite il est possible de déterminer un V. O 2 net, défini comme le V. O 2 brut auquel on retranche le V. O 2 de repos. Enfin, une mesure du O 2 tenant compte du V. travail interne ( V. O 2 lié au mouvement des jambes à vide soustrait au O 2 brut) a été également proposé dans la littérature. Ces trois façons de calculer le travail métabolique déterminent donc trois types de rendement musculaire, à savoir le rendement brut, le rendement net et le rendement externe (Gaesser et Brooks, 1975). Des valeurs de rendement musculaire allant de 10 à 25 %, selon le calcul utilisé et les conditions de pédalage, sont classiquement reportées (Gaesser et Brooks, 1975). D autre part, une mesure du delta de V. O 2 (différence de O 2 brut entre deux paliers de puissance V. différente) a été utilisée par certains auteurs, qui, relié au delta de travail mécanique, a permis de déterminer le rendement delta (Gaesser et Brooks, 1975). Des valeurs pouvant atteindre 30 % sont alors possibles. V. 3.4 / La technique de pédalage - Méthodes de mesure en laboratoire et sur le terrain des forces appliquées sur les pédales : Les premières études proposaient des systèmes de mesure des forces en une dimension en utilisant par exemple des jauges de contrainte, soit placées sur les manivelles afin d évaluer cette même force tangentielle (Daly et Cavanagh, 1976; Hibi et al., 1996 ; Künstlinger et al., 1984; Sargeant et Davis, 1977), soit fixées directement sous les pédales afin de mesurer le force normale à la surface de ces dernières (Brooke et al., 1981; Hoes et al., 1968). Cependant cette mesure en une seule dimension était bien trop limitée afin de réaliser une analyse des forces et des moments au niveau des articulations du membre inférieur par dynamique inverse, ou afin d explorer le pattern de pédalage complet des sujets et ne permettait pas la détermination de l efficacité de pédalage. Ensuite des mesures de forces sur les pédales en deux dimensions (2D) (Beelen et al., 1994; Gregor et al., 1985; Newmiller et al., 1988; Patterson et al., 1983; Rohmert et Krell, 1980; Soden et Adeyefa, 1979) et en trois dimensions (3D) (Boyd et al., 1996; Hull et Davis, 1981; Reiser et al., 2003 ; Ruby et Hull, 1993; Ruby et al., 1992; Stone et Hull, 1993) ont été réalisées en utilisant des jauges de contrainte fixées sous les pédales. 12

Introduction générale De plus, d autres auteurs ont utilisé des capteurs piézo-électriques fixés sous les pédales afin d accomplir une mesure précise des forces en 2D (Wheeler et al., 1992) et 3D (Broker et Gregor, 1990; Ericson et al., 1985). Enfin, certains auteurs ont développé leur système de mesure des forces sur les pédales de manière à permettre cette évaluation en condition réelle de pédalage, c'est-à-dire sur le terrain, en utilisant des jauges de contrainte fixées sous la pédale permettant une mesure en 2D (Alvarez et Vinyolas, 1996 ; Rowe et al., 1998). Figure 2. Systèmes de mesure des forces appliquées sur les pédales développés par Wheeler et al., en 1992 (en haut à gauche), Newmiller et al., en 1988 (en haut à droite) et Boyd et al., 1996 (en bas à gauche). Cependant, ces méthodes utilisant des capteurs spécifiques fixés sous les pédales ne sont de ce fait pas utilisables par tous les laboratoires et cette fixation sur les pédales modifie les propriétés mécaniques de ces dernières par une augmentation sensible de la masse et de l inertie de celles-ci (figure 2). Le système de mesure de Wheeler et al. (1992) semble ne pas trop présenter ce problème et constitue de ce fait un système de mesure pertinent. Mais ces différents systèmes montrent la difficulté qu il existe de réaliser un outil de mesure précis et miniature. Ainsi, la mise au point d un système de mesure ne modifiant pas les caractéristiques mécaniques des pédales et utilisant une méthodologie simple et utilisable par la majeure partie des laboratoires serait d une utilité certaine. De 13

Introduction générale plus, le développement de ces mesures sur le terrain permettrait d évaluer les forces appliquées sur les pédales en plaçant les cyclistes dans des conditions réelles de pédalage, autrement dit optimales dans un but d analyse du pattern de pédalage ou dans une optique de suivi de l entraînement. - Description des forces appliquées sur les pédales : Dans un premier temps, ces méthodes ont permis de déterminer non seulement l orientation des forces en fonction d un cycle de pédalage complet mais également les amplitudes de celles-ci à l image des données présentées par Broker et Gregor (1990), pour un exercice à 300 Watts et 90 rpm (figure 3): Force (N) Figure 3. Orientation et amplitude des forces verticale (F Z ), antéropostérieure (F Y ) et médio-latérale (F X ) au cours d un cycle. TDC et BDC représentent respectivement le point mort haut et le point mort bas (d après Broker et Gregor en 1990). La force verticale est orientée vers le bas lors de la phase descendante de la pédale pour atteindre une valeur aux environs de 350 N à un angle de manivelle de 100. Lors de la phase de retour, une force résiduelle de 100 N peut être observée. Dans la direction antéro-postérieure, une force maximale de 120 N est obtenue lors de la phase descendante à un angle de manivelle de 60. Lors de cette phase la force est orientée ver l avant alors qu elle est appliquée vers l arrière lors du passage du point mort bas avec des valeurs atteignant 30 N. Enfin, la force médio-latérale est orientée vers l extérieur lors de la phase descendante de la pédale avec une valeur pic de 50 N à un angle de manivelle avoisinant les 80 et est négligeable lors de la phase de retour. Il est intéressant de noter qu il existe une grande variabilité inter-individuelle d application des forces sur les pédales (Gregor et al., 1985) comme le montre la figure 4 ci-après : 14

Introduction générale Figure 4. Variabilité inter-individuelle (zone grisée) dans l application des forces tangentielle et normale à la pédale au cours d un cycle de pédalage (pédalage à 160 Watts et 60 rpm ; d après Gregor et al., 1985). De plus si l on représente classiquement les forces appliquées sur les pédales à l aide d un «clock diagramm», il est alors possible de clairement visualiser les différences inter-individuelles d application des forces durant les différentes phases d une révolution de pédale. La figure 5 illustre ce propos en montrant le force totale appliquée sur la pédale droite pour 2 cyclistes de même niveau et à puissance identique. Figure 5. Pattern de pédalage de 2 cyclistes élites (pédalage à 400 Watts et 100 rpm ; d après Cavanagh et Sanderson, 1986). TDC représente le point mort haut. Sur cette figure 5, il est intéressant de remarquer que le cycliste de droite oriente sa force totale différemment, notamment au niveau du point mort bas où celle-ci est plus dirigée vers le bas. De la même manière, il ne tire pas sur la pédale lors de la phase ascendante sauf sur la fin (position 18 à 1) où il déleste la pédale contrairement au 15

Introduction générale cycliste de gauche qui tire légèrement dans le dernier quart du cycle. Ce type d analyse pose le problème de comprendre si les sujets tirent durant la phase ascendante de la pédale et quel serait l éventuel bénéfice d un tel pattern. Ce problème sera plus longuement abordé ultérieurement lorsque la question des impulsions sera traitée. L influence de la position sur le pattern d application des forces, en comparant par exemple la position en danseuse et assise (Alvarez et Vinyolas, 1996 ; Soden et Adeyefa, 1979) ou l influence de l interface pied-pédale sur les forces appliquées sur les pédales (Hull et Davis, 1991 ; Gregor et Wheeler, 1994) ont par exemple été investies. De même que les forces, certains auteurs ont caractérisé les moments appliquées au niveau des pédales (Boyd et al., 1996 ; Broker et Gregor, 1990 ; Wheeler et al., 1992). Ainsi lors des phases descendante et de retour de pédale, les valeurs maximales des moments en trois dimensions peuvent être enregistrées, permettant de mieux comprendre les implications de l interface pied-pédale dans les blessures au niveau des articulations et notamment celle du genou (Gregor et Wheeler, 1994). Cependant, mis à part l analyse des implications au niveau des blessures, une mesure des forces appliquées sur les pédales conduit plus à une description biomécanique du pattern de pédalage qu à une réelle évaluation de la performance. Ainsi, les concepts d efficacité de pédalage (Lafortune et Cavanagh, 1983) ou d impulsion ont été définis, de manière à pouvoir relier l application des forces au niveau des pédales à la performance. - L efficacité de pédalage : Ce concept a été tout d abord étudié par Lafortune et Cavanagh (1983) et reflète en quelque sorte la technique de pédalage puisqu il représente le rapport entre la force efficace et la force totale appliquée sur la pédale. En effet, à partir des forces mesurées sur les pédales, il est possible de définir la force totale appliquée (F TOT ), la composante tangentielle au déplacement de la manivelle, autrement dit la force efficace (F E ) et la composante dans le prolongement de la manivelle, c'est-à-dire la force radiale (F RAD ). La figure 6 ci-après illustre l évolution de ces forces au cours d une révolution de pédale. 16

Introduction générale F E F TOT F RAD Figure 6. A gauche : composantes efficace et radiale de la force totale appliquée sur la pédale (d après Ericson et Nisell, 1988). A droite : évolution typique au cours d un cycle de pédalage de F E (ligne en pointillé) avec sa phase négative lors de la phase de retour (aire noire) et de F TOT (trait plein). Ainsi l aire située entre ces 2 courbes représente la force «gaspillée» autrement dit F RAD (d après Cavanagh et Sanderson, 1986). Cette efficacité de pédalage (IE), étudiée par différents auteurs (Coyle et al., 1991 ; Patterson et Moreno, 1990 ; Sanderson, 1991) diffère de l index de performance proposé par Davis et Hull (1981) et étudié par Ericson et Nisell (1988), du fait que ces derniers utilisaient le rapport entre la force efficace moyenne et la force totale maximale donnant lieu à un index de performance inférieur à IE du fait de son calcul. Enfin, IE peut se définir comme le pourcentage d impulsion linéaire utilisé afin de générer une impulsion angulaire : IE = 0 2 0 2 FE ( ) d 100 FTOT( ) d [10] - Les impulsions : Le calcul de l impulsion linéaire comme étant l intégrale de F E en fonction du temps, ou angulaire (intégration de la relation couple de forces-temps), comme du reste l estimation du travail (intégration de la relation couple de forces-angle) sont de bons moyens d évaluer la technique de pédalage (Neptune et Herzog, 1999 ; Sanderson et al., 2000 ; Sanderson et Black, 2003). En effet il est difficile au travers des forces 17

Introduction générale appliquées sur les pédales en observant par exemple les variations de leurs valeurs pics et de leurs secteurs angulaires d apparition de réellement analyser des modifications de pattern de pédalage. En revanche, les impulsions permettent par exemple de quantifier la force efficace appliquée sur différents secteurs angulaires (figure 7), ou plus simplement d évaluer les différences entre la phase ascendante de la pédale où il se produit généralement une impulsion négative et la phase descendante de la pédale observant une impulsion positive. Figure 7. Evolution de l impulsion positive (rectangle rayée) et négative (rectangle noire) au cours d un cycle de pédalage. Les rectangles sont exprimés en pourcentage de l impulsion totale avec pour exemple l échelle pour 20 % (d après Cavanagh et Sanderson, 1986). TDC représente le point mort haut. TDC 4/ Relation entre les paramètres biomécaniques et la performance 4.1 / Cadence de pédalage - Relation avec V. O 2 en laboratoire : Dans un but d optimisation de la cadence de pédalage, certaines études se sont tout d abord intéressées à la minimisation de V. O 2 (Hintzy et al., 1999 ; figure 8 ci-dessous). Figure 8. Relation entre V. O 2 et la cadence de pédalage, avec un optimum en condition sous maximale (OVSM) trouvé aux alentours de 60 rpm (d après Hintzy et al., 1999). 18

Introduction générale Ces auteurs ont pu mettre en évidence, lors d un exercice sous maximal à puissance constante, que l évolution de V. O 2 en fonction de la cadence présentait un optimum aux alentours de 60 rpm. Cependant, cette relation théorique de laboratoire est assez loin des enjeux du cyclisme en conditions réelles, lors desquelles le stress musculaire, les contraintes articulaires ou la production de puissance apparaissent également importants, d autant plus si l aspect compétition rentre en jeu. - Problème des différences entre le laboratoire et le terrain : Il est intéressant de noter que cette cadence optimale est inférieure à la cadence que choisissent spontanément les cyclistes (Marsh et Martin, 1997). Cependant cette cadence optimale est également fonction de la puissance imposée et tend à croître avec cette dernière (Coast et Welch, 1985). De plus, au regard des études de Marsh et Martin (1997) et Hagberg et al. (1981), il apparaît que cette cadence optimale serait supérieure chez les sujets entraînés qui ont semble-t-il développé un pattern de pédalage différent. En parallèle, le choix de la cadence de pédalage semble être affecté par la typologie musculaire (Hansen et al., 2002). D autres études se sont quant à elles focalisées sur la minimisation de la perception de l effort (Pandolf et Noble, 1973 ; Deschenes et al., 2000). Ces auteurs ont relevé des cadences optimales comprises entre 60 et 80 rpm (en comparaison à des cadences plus faibles de 40 rpm). Ensuite, la recherche de la cadence optimale peut se faire en direction de la minimisation de la fatigue. Les conclusions sont alors qu une cadence de 105 rpm semble limiter les contraintes articulaires (Redfield et Hull, 1986). Enfin la fatigue neuromusculaire serait quant à elle minimisée pour des cadences aux alentours de 80-90 rpm (Takaishi et al., 1996) voire 95-100 rpm si on s en réfère au modèle de stress musculaire proposé par Hull et al. (1988). Enfin l optimisation du coût énergétique, facteur important puisqu il renseigne sur l économie de déplacement, se ferait à des cadences comprises entre 105 et 110 rpm (Belli et Hintzy, 2001). 4.2 / Forces et puissance mécaniques - Relation avec la performance : La résistance aérodynamique représente plus de 90 % de la résistance totale lorsqu un cycliste se déplace à plus de 40 km par heure (Burke, 1996). 19

Introduction générale Figure 9. Relation entre le gain de temps (s) et la diminution de Ra exprimée en grammes pour différente vitesses de course (kph = km/h) lors d un contre la montre de 40 km (d après Burke, 1996). Afin de réduire cette force, il faut, à vitesse constante, diminuer les facteurs S et Cx et de ce fait la configuration de la bicyclette et la position du corps du cycliste ont reçu une attention toute particulière (Too, 1990). La diminution de R R est également un enjeu important, même si cette résistance n est prépondérante qu à faible vitesse. La production de puissance est certainement l un des facteurs prépondérants de la performance. Lucia et al. (2001) ont évalué que la puissance moyenne fournie durant une heure d effort lors des grandes boucles comme le Tour de France, le Giro d Italia ou la Vuelta était de l ordre de 400 Watts. De plus l étude menée par Padilla et al. (2000) au sujet du record de l heure conclue à une puissance moyenne de près de 510 Watts. Dans ces deux études la puissance moyenne développée était alors à chaque fois proche des 6 Watts/kg. De même d autres auteurs ont situé la production de puissance maximale aérobie aux alentours des 6 Watts/kg pour des cyclistes élites (Wilber et al., 1997). Cette capacité à produire une puissance de 6 Watts/kg semble donc être une condition préalable au succès. Enfin, dans l étude de Coyle et al. (1991), la différence entre des sujets professionnels et élites, ayant un production de puissance plus élevée chez les cyclistes professionnels. V. O 2max identique, était due à une - Optimisation du matériel et de la position : L exemple le plus intéressant est sans doute la position aérodynamique utilisant un guidon de triathlète. Gnehm et al. (1997) ont évalué une baisse de Ra pouvant aller jusqu à 35 % lorsqu un guidon de triathlète était utilisé par rapport à une position classique avec les mains au dessus du guidon. Cependant, ces auteurs ont également noté que cette position aérodynamique engendrait une augmentation du V. O 2 et de FC. 20

Introduction générale De plus ils ont conclu à une baisse du rendement musculaire allant jusqu à 3 % en position aérodynamique. Grappe et al. (1998) ont également noté une augmentation significative de la ventilation et de la perception de l effort lors du passage d une position buste droit avec les mains en haut du guidon, à une position avec les mains en bas du guidon. Quoi qu il en soit, le gain engendré par une position aérodynamique au niveau des résistances (baisse de 35 % de Ra) compense largement cette augmentation du V. O 2 ou cette baisse de 3 % du rendement musculaire montrant l intérêt majeur de diminuer Ra. Ainsi, dès lors que la vitesse de déplacement est suffisamment élevée (évaluée à 18 km par heure par Welbergen et Clijsen, 1990) cette position devient avantageuse en terme de performance. Dans ce contexte, il est également important de parler du phénomène d aspiration dont peuvent profiter les cyclistes lorsqu ils se trouvent dans le sillage d autres athlètes. Ce positionnement parmi les autres coureurs permet une réduction de la résistance de l air impliquant notamment une baisse du V. O 2 (Hausswirth et al., 1999 ; McCole et al., 1990), de FC ou de la ventilation (VE) (Hausswirth et al., 1999). Le transfert de puissance du corps aux pédales dépend de la configuration de la bicyclette et du choix du matériel (Gonzalez et Hull, 1989). En effet la longueur des manivelles, la position du pied au niveau de la pédale, la cadence de pédalage, la hauteur de selle ou l angle de tige de selle (Gonzalez et Hull, 1989) sont autant de paramètres influençant ce transfert de puissance. 4.3 / Le rendement musculaire en cyclisme - Relation rendement musculaire - performance : Les études ayant analysé les paramètres affectant le rendement musculaire n ont pas toujours trouvé de consensus comme par exemple au sujet de l effet de la cadence. Alors que Berry et al. (1993) et Chavarren et Calbet (1990) observaient une diminution du rendement brut (GE) avec l augmentation de cadence, l opposé était trouvé par Lucia et al. (2004) et aucune relation n était obtenue chez Sidossis et al. (1992). De leur côté, Coast et al. (1986) trouvaient un optimum entre 60 et 80 rpm. En revanche il semble établi que le rendement delta (DE) tend à croître avec l augmentation de cadence de pédalage (Chavarren et Calbet, 1990 ; Sidossis et al., 1992). D autres études ont montré l augmentation de GE avec la masse corporelle (Berry et al., 1993), avec le pourcentage de fibres lentes (Horowitz et al., 1994) ou avec la puissance (Chavarren et Calbet, 21

Introduction générale 1990). Cette dernière relation est d autant plus intéressante qu elle montre qu avec l augmentation de puissance, l effet cadence sur GE (i.e. diminution de GE) tend à diminuer justifiant l utilisation de hautes cadences à puissance élevée (Chavarren et Calbet, 1990). Gaesser et Brooks (1975) ont eux aussi trouvé une augmentation de GE et NE avec la puissance. Cependant, DE tendrait à diminuer chez certains auteurs (Böning et al., 1984 ; Gaesser et Brooks, 1975 ; Stuart et al., 1981). Poole et al. (1992) ont mis en évidence que le calcul de DE à partir du V. O 2 pulmonaire estimait de manière satisfaisante le V. O 2 engendré au niveau des jambes produisant le travail mécanique. Un dernier exemple serait celui de Hintzy-Cloutier et al. (2003) qui ont montré l importance de la méthode de détermination du de définir un rendement externe le plus pertinent possible. V. O 2 du au travail interne, afin Etant donné que le rendement musculaire reflète le rapport entre le travail mécanique et métabolique, ce dernier devrait être un paramètre très intéressant pour analyser les différences de performance qu il existe entre les sujets. Cependant ce lien avec la performance ne semble pas si évident que cela au regard de l absence de relation qu il demeure entre le rendement musculaire et le niveau d expertise en cyclisme (Nickleberry et Brooks, 1996 ; Marsh et al., 2000 ; Moseley et al., 2004). Pourtant Böning et al. (1984) avaient obtenu une différence de GE significative entre des cyclistes entraînés et des sujets non entraînés (GE supérieur en faveur des cyclistes entraînés), pour des cadences situées entre 40 et 100 rpm et à 50, 100 et 200 Watts. Cependant il est vrai qu aucune relation n était obtenue en ce qui concerne le rendement net (NE). Malgré tout, il semble graphiquement que cette relation tende à devenir significative à 200 Watts. Ainsi il se pourrait que NE soit également supérieur chez les cyclistes dans des conditions de puissance plus proche de celles rencontrées lors de leurs entraînements (supérieure à 200 Watts). Si le niveau d entraînement devrait faire ressortir des différences de rendement musculaire, alors celles-ci seraient également observables chez des coureurs à pieds. Ainsi Stuart et al. (1981) ont évalué des sprinteurs et des fondeurs lors d exercices de pédalage et n ont observé aucune différence significative de DE, que ce soit à puissance absolue identique (jusqu à 140 Watts) ou à puissance relative égale lors d un pédalage à 60 rpm. Cependant, dans ces conditions, GE était significativement supérieur chez les fondeurs jusqu à 40 % V. O 2max. 22

Introduction générale En revanche la différence n était plus significative à des puissances relatives supérieures. Etant donné que les cyclistes adoptent des cadences de pédalage plus élevées que 60 rpm, ces différences de rendement musculaire pourraient devenir plus importantes lorsque ces derniers sont placés dans des conditions de pédalage optimales à savoir à une cadence proche des 90 rpm (Lucia et al., 2004). Cependant au regard des études de Böning et al. (1984) et Stuart et al. (1981), il apparaît que les différences de performance que l on peut évaluer par la V. O 2max ainsi que le type d entraînement n influencent pas ou peu le rendement musculaire, même si il a été précisé que des conditions optimales aussi bien en terme de puissance que de cadence pourraient affiner ces résultats. Ceci est en accord avec les conclusions de Nickleberry et Brooks (1996) qui observent que des cyclistes compétiteurs, pédalant à 80 rpm et 75 % V. O 2max, produisent 23 % de puissance et consomment 16 % d oxygène de plus que des cyclistes loisirs, impliquant qu aucune différence de GE ne soit présente. Ces auteurs rapportent finalement que le meilleur temps limite observé chez les compétiteurs (35 min versus 20 min chez les loisirs) n est pas du à un meilleur rendement. Enfin, les mêmes relations ont été révélées par les travaux de Marsh et al. (2000), qui n ont observé aucune différence de DE entre des cyclistes, des non cyclistes et des coureurs malgré une tendance pour les cyclistes à avoir un DE supérieur aux deux autres groupes lors d un pédalage à une cadence élevée (> à 90 rpm), c'est-à-dire dans les conditions habituelles d entraînement. La tendance d un meilleur DE aux alentours des 95 rpm pour les cyclistes entraînés est illustrée par la figure 10. Cependant est ce que ces 1 ou 2 % d amélioration non significative du rendement ont une implication dans la performance? Figure 10. Influence de la cadence de pédalage sur DE pour 3 types de population, à savoir des cyclistes, des fondeurs et des sujets non entraînés (d après Marsh et al., 2000). 23

Introduction générale Et effectivement, 1 % d augmentation du rendement musculaire conduirait selon Moseley et al. (2004) à un gain de 63 s lors d un contre la montre de 40 km en appliquant le modèle de performance discuté dans l article de Jeukendrup et Martin (2001). Cependant, Moseley et al. (2004) n ont également trouvé aucune influence du niveau d expertise sur le rendement musculaire lors d un pédalage à 165 Watts à des cadences de pédalage comprises entre 80 et 90 rpm. Pourtant, la population de cyclistes examinée dans cette étude couvrait une très large étendue de niveau d expertise avec des V. O 2max allant en moyenne de 56 ml.min -1.kg -1 pour les amateurs à 75 ml.min -1.kg -1 pour les cyclistes professionnels. Ainsi, ces auteurs ont une nouvelle fois conclu au fait que le rendement musculaire n était pas un facteur déterminant du niveau d expertise. Le pattern développé par les cyclistes ne semblent donc pas être plus performant en terme de rendement musculaire. Pourtant, Takaishi et al. (1998) ont observé que des cyclistes consommaient significativement moins d oxygène que des sujets non cyclistes lorsque la puissance et la cadence de pédalage étaient suffisamment élevées (200 Watts et > 75 rpm ; figure 11). Ainsi, cette étude laisse à penser que le rendement musculaire est influencer par le niveau d expertise du sujet lorsque les conditions de pédalage en terme de puissance et de cadence se rapprochent de celles d entraînement, même si celui ci n a pas directement été mesuré. Figure 11. Influence de la cadence de pédalage sur la consommation d oxygène pour des cyclistes et des non cyclises. Les symboles S et SS indiquent pour quelles cadences la différence entre ces 2 groupes est significative (d après Takaishi et al., 1998). Enfin, Lavoie et al., (1978) ont rapporté une V. O 2max significativement plus grande lors d un pédalage avec cales pieds plutôt que sans, et ceci était autant valable pour un groupe de cyclistes entraînés que loisirs. Les résultats de Lafortune et Cavanagh (1983) 24

Introduction générale vont dans le même sens puisqu ils ont observé une moindre consommation d oxygène significative lors d un pédalage sous maximal utilisant des pédales à sangles munis de cales par rapport à des pédales simples dont la surface était en caoutchouc. Ainsi ce résultat peut laisser présager une influence du type de pédale sur le rendement brut. Ces résultats demeurent surprenant puisqu ils démontrent l absence de relation entre le niveau d expertise et le rendement musculaire. Cependant, avant de comparer deux groupes de niveau de performance différent, il serait intéressant de comprendre les variations de rendement musculaire inter-individuelles qu il existe au sein d un groupe (visible notamment sur la figure 10 par l écart type) et intraindividuelles étant donné que ce rendement musculaire augmente avec la puissance. Ensuite, les données sur l effet de l interface pied-pédale sur le rendement musculaire restent peu nombreuses et nécessitent d avantage d expérimentations. Ceci passerait par l utilisation de pédales modernes (i.e. pédales automatiques) dans des conditions de pédalage plus proche du terrain (puissance et cadence de pédalage élevées) permettant peut être de mieux comprendre les implications du rendement musculaire dans les différences de performance qu il existe entre des cyclistes et des non cyclistes. 4.4 / La technique de pédalage - Relation efficacité de pédalage - performance : Les études s étant attachées à mettre en relation l efficacité de pédalage avec la performance ont identifié plusieurs paramètres susceptibles de varier avec IE (Coyle et al., 1991 ; Lafortune et Cavanagh, 1980 ; Lafortune et Cavanagh, 1983 ; Patterson et al., 1983 ; Patterson et Moreno, 1990 ; Sanderson, 1985 ; Sanderson, 1991 ; Sanderson et Black, 2003). Tout d abord, en s intéressant à la relation entre la cadence de pédalage et IE, il a pu être mis en évidence que cette dernière diminuait significativement avec l augmentation de la cadence de pédalage (Patterson et al., 1983 ; Patterson et Moreno, 1990 ; Sanderson, 1991). En effet Patterson et Moreno (1990) ont montré que la diminution de IE (de 53 % à 26 % à 200 Watts) avec l augmentation de la cadence de pédalage (de 60 à 120 rpm) était due à une moindre diminution de la force totale que de la force efficace (13 % versus 50 %). Parallèlement ces mêmes études soulignent le fait que IE augmente significativement avec la puissance. Par exemple, des cyclistes loisirs augmentaient leur efficacité de pédalage à 80 rpm en passant de 34 à 55 % lorsque la 25

Introduction générale puissance passait de 100 à 235 Watts (Sanderson, 1991). Ainsi il semble qu il soit plus difficile d orienter ses forces de pédalage de manière optimale à de faibles puissances et lorsque la cadence augmente comme la figure 12 l illustre. Figure 12. L efficacité de pédalage diminue avec la cadence de pédalage et augmente avec la puissance de manière significative (d après Patterson et Moreno, 1990). Coyle et al. (1991) et Sanderson (1991) se sont intéressés à l influence du niveau d expertise sur l efficacité de pédalage et tendent à montrer que l efficacité de pédalage n est pas reliée au niveau de performance. Lafortune et Cavanagh (1983) n ont observé aucune relation significative entre IE et le rendement net. Cependant, Patterson et al. (1983) ont noté que la baisse de IE (43 %) due à l augmentation de cadence de pédalage était associée à une augmentation de 28 % de la V. O 2. Enfin, Patterson et al. (1983) n ont observé aucun effet de la masse du volant d inertie sur IE, alors que la fatigue ne semble avoir qu une influence modérée sur l efficacité de pédalage (Sanderson et Black, 2003). D autre part, deux études ont contribué à l avancée des recherches concernant l index de performance (IP). Davis et Hull (1981), dans une étude relativement large ont conclu que IP augmentait avec la puissance de même que lors d un pédalage utilisant des calespieds. De plus ils ont noté que cet indice de performance ne semblait pas être sensible au niveau d expertise et qu il était en revanche très sensible aux modifications de technique de pédalage. Cependant, ces constations, bien souvent obtenues de l étude de quelques sujets ou de cas isolés sont à prendre avec précautions. Ericson et Nisell (1988) ont observé, lors d un pédalage sans cales-pieds, une augmentation significative de IP avec la puissance, de même qu en positionnant le pied sur la pédale de manière plus avancée. IP n était pas significativement influencé par la hauteur de selle ou la cadence de pédalage. 26

Introduction générale Il est clair au vu de cette revue de littérature que l effet de la cadence de pédalage et de la puissance sur l efficacité de pédalage a été démontré. Cependant et dans un premier temps, il existe des variations inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage au vu des écarts types et des évolutions avec la puissance de la figure 12. Or si IE et le coût énergétique étaient liés alors ces différences d efficacité de pédalage pourraient expliquer les variations de rendement musculaire que l on observe non seulement entre les sujets mais également avec la puissance à une cadence de pédalage donnée. - Relation impulsion - performance : L influence de la cadence de pédalage (Neptune et Herzog, 1999 ; Sanderson et al., 2000), de la puissance (Sanderson et al., 2000), du niveau d expertise du cycliste (Sanderson et al., 2000) ou de la fatigue (Sanderson et Black, 2003) sur les impulsions positives et négatives a notamment été étudiée. Ainsi, la cadence préférée serait choisie en fonction de la capacité musculaire à limiter l impulsion négative. De plus cette capacité musculaire à accélérer les manivelles diminue avec la cadence de pédalage (Neptune et Herzog, 1999). Enfin, l effet fatigue sur des cyclistes compétiteurs se traduirait par une augmentation de l impulsion négative montrant un pédalage moins efficace et de ce fait une augmentation de l impulsion positive, afin de maintenir constante la puissance développée (Sanderson et Black, 2003). Cependant, il reste difficile dans cette dernière étude de déterminer avec exactitude le lien de cause à effet, autrement dit de savoir si c est l augmentation de l impulsion négative qui engendre un accroissement de l impulsion positive ou si le fait que cette dernière soit plus élevée limite la nécessité de réduire l impulsion négative. Ainsi, l analyse des ces paramètres d impulsion permettrait de mieux comprendre la phase ascendante de la pédale et pourquoi pas dans le futur de comprendre enfin si une action efficace de traction sur la pédale durant cette phase permettrait d améliorer l efficacité de pédalage et/ou le rendement musculaire. En effet durant cette phase, les allures typiques de F E montrent que les cyclistes ne tirent pas sur la pédale (Davis et Hull 1981 ; Patterson et al, 1983 ; Patterson et Moreno 1990 ; Sanderson 1991 ; Sanderson et Black 2003). Malgré le sentiment de certains sujets d effectuer une action musculaire en ce sens, ils n arrivent tout au plus qu à compenser partiellement la force exercée vers le bas due au poids de la jambe du fait de la gravité (sans parler de la 27

Introduction générale seconde force de pédalage non musculaire que constitue la force d inertie générée par la rotation des membres inférieurs). L analyse des impulsions semble pertinente afin de comprendre les effets, en terme d efficacité de pédalage et de rendement musculaire, d une traction efficace sur la pédale lors de la phase de retour. De plus, ces impulsions semblent permettre une analyse des différences inter-individuelles entre les phases descendante et ascendante de la pédale. 4.5 / Facteurs influençant la technique de pédalage - Niveau d expertise : Coyle et al. (1991) et Sanderson (1991) se sont intéressés à l influence du niveau d expertise sur l efficacité de pédalage. Selon Coyle et al. (1991), chez une population de cyclistes entraînés ayant la même V. O 2max, les meilleurs cyclistes, produisant une puissance significativement plus importante (10 %) présentent malgré tout une efficacité de pédalage moindre (64 versus 69 % ; non significatif). Sanderson (1991) a démontré qu il n y avait pas de différence entre des sujets pratiquant le cyclisme en loisir et en compétition tout en soulignant que les faibles puissances imposées (< 235 Watts) pourraient ne pas être suffisamment discriminantes. Quoi qu il en soit il n apparaît pas évident au vu des ces études que l efficacité de pédalage soit reliée au niveau de performance. D autre part, comme nous l avions vu précédemment, Davis et Hull (1981) ont conclu que IP ne semblait pas être sensible au niveau d expertise. Cependant, Takaishi et al. (1998) ont mis en évidence que l activité électromyographique (EMG) du biceps femoris (BF) chez les cyclistes entraînés augmentait considérablement avec la cadence et ceci à partir de 75 rpm, contrairement aux non-cyclistes qui activaient plus les muscles extenseurs du genou. Cette observation suggère que cette augmentation du recrutement du BF permettrait de générer un couple de forces supérieur lors de la phase ascendante de la pédale et ainsi réduire le niveau de force à produire lors de la phase descendante de la pédale. Ceci expliquerait, dans cette étude, les niveaux de force maximale au niveau de la pédale significativement moindres relevés chez les cyclistes entraînés par rapport aux non cyclistes, aux mêmes niveaux de puissance et de cadence de pédalage. Ce pattern de pédalage des cyclistes permettrait de soulager les extenseurs du genou lors de la phase descendante. Ainsi des cadences 28

Introduction générale supérieures à 75 rpm coïncideraient avec une minimisation du stress musculaire et donc avec les cadences préférées des cyclistes. De plus, ce moindre niveau de force maximale observé chez les cyclistes serait favorable à un recrutement de fibres lentes pouvant impliquer un meilleur rendement musculaire. Cette hypothèse est du reste confirmée par les valeurs de consommation d oxygène significativement inférieures observées par Takaishi et al. (1998) chez les cyclistes à partir de 75 rpm (figure 11). Ainsi, l équilibre de production de force entre les phases ascendante et descendante de la pédale pourrait s avérer être déterminant pour le coût énergétique. Cependant Marsh et Martin (1995) n ont pas reporté de différences au niveau des pattern EMG entre des cyclistes et des coureurs de fond. Lorsque l on analyse les impulsions, on peut remarquer que les cyclistes compétitifs seraient plus à même de limiter l impulsion négative lors de la phase de retour, expliquant leur moindre production d impulsion positive (Sanderson et al., 2000), ce qui pourrait rejoindre le théorie de Takaishi et al. (1998) selon laquelle un moindre niveau de force durant la phase descendante de la pédale serait bénéfique en terme de coût énergétique. Cette observation faite au sujet des impulsions est illustrée par la figure 13. Figure 13. Evolution de l impulsion positive (en haut) et négative (en bas) en fonction de la cadence de pédalage et de la puissance pour 2 populations : des cyclistes compétiteurs (cercle vide) et loisirs (cercle noir) (d après Sanderson et al., 2000). 29

Introduction générale - Lien pied-pédale : Etant donné que la pédale se situe à l interface entre le cycliste et sa machine, ce point apparaît comme des plus importants dans une optique de performance. Il a déjà été vu précédemment que le lien pied-pédale pouvait avoir un effet sur le coût énergétique (Lafortune et Cavanagh, 1983 ; Lavoie et al., 1978). En ce qui concerne son influence sur les paramètres mécaniques, Lafortune et Cavanagh (1983) n ont reporté aucune différence significative de IE entre une pédale rigide à cale et une pédale simple malgré une orientation différente des forces. D autre part, Davis et Hull (1981), dans une étude décrite précédemment sur l index de performance ont conclu que IP augmentait lors d un pédalage utilisant des cales-pieds (d autant plus si l ajout d une cale était opéré). L utilisation de cales-pieds en comparaison de pédales simples, permettrait d augmenter la participation musculaire lors de la phase ascendante de la pédale. En effet, Tate et Shierman (1977) ont reporté des périodes d activation plus longues et décalées des muscles BF, tibialis anterior (TA) et rectus femoris (RF) lorsque l ajout de cales pieds était opéré. Les données de Ericson et al. (1985) vont également dans le même sens puisque l utilisation de cales pieds permettait d augmenter l activité EMG des muscles RF, TA et BF et de réduire celle des muscles vastus lateralis (VL) et vastus medialis (VM) et du soleus (So) (figure 14). Figure 14. Influence de l utilisation de pédales à cales-pieds par rapport à des pédales sans cales-pieds sur l activité musculaire. Les étoiles indiquent pour quels muscles l effet est significatif (d après Ericson et al., 1986). GMa = gluteus maximus ; GMe = gluteus medialis ; MH = medial hamstring ; GM = gastrocnemius medialis ; GL = gastrocnemius lateralis. Ainsi, l utilisation de pédales automatiques devrait permettre d accentuer ce phénomène. Pourtant, Cruz et Bankoff (2001) ont rapporté des tendances contraires. En effet, même s il est vrai que les effets n étaient pas significatifs (4 sujets), une activité 30

Introduction générale RMS moindre des muscles BF, GL, semitendinous et semimembranous était relevée lors d un exercice en pédale automatique par rapport à des cales pieds. L utilisation de cales-pieds permet d accentuer la participation musculaire lors de la phase de retour ce qui pourrait soulager les muscles impliqués dans la phase descendante de la pédale. Ce phénomène pourrait être renforcé grâce à l utilisation de pédales automatiques mais demande des recherches supplémentaires, d autant plus qu aucune étude n a réellement étudié l influence du lien pied-pédale (en utilisant des pédales modernes) sur la technique de pédalage. Ainsi, il serait intéressant d évaluer l effet de l utilisation de pédales automatiques, non plus sur les paramètres d EMG, mais sur le rendement musculaire et la technique de pédalage. En effet, l influence du type de lien piedpédale semble non négligeable et pourrait s avérer être déterminant dans l équilibre de l activité musculaire entre les phases descendante et ascendante de la pédale. Or une accentuation de l activité musculaire lors de cette phase ascendante de la pédale, au profit d un soulagement musculaire lors de la phase descendante, pourrait à partir du moment ou la puissance et la cadence de pédalage sont suffisamment élevées influencer la consommation d oxygène. 31

Introduction générale 5 / Hypothèses et buts de travail Au regard de l introduction générale, il semblerait pertinent de comprendre tout d abord dans quelles mesures l efficacité de pédalage influence le rendement musculaire et par la suite l impact de paramètres tel que le niveau d expertise en cyclisme et le lien piedpédale sur l efficacité de pédalage. Ainsi, trois principaux axes de travail seront abordés et traités au travers de 4 études : Nécessité de nouvelles méthodes de mesure de l efficacité de pédalage au regard des méthodes existantes : En effet, comme nous l avons vu en introduction, les méthodes existantes présentent comme principaux inconvénients (i) de modifier les propriétés mécaniques des pédales, (ii) d être difficilement applicable par la majeure partie des laboratoires et enfin (iii) d être peu nombreuses à permettre une évaluation de l efficacité de pédalage sur le terrain. Ainsi le but de la première partie de ce travail sera tout d abord de développer et valider un système de mesure des forces sur les pédales en 3D, utilisable par tous les laboratoires et permettant une analyse de l efficacité de pédalage en conservant les propriétés mécaniques de pédales (ETUDE I), puis ensuite de développer et valider une seconde méthode permettant une mesure sur le terrain des forces appliquées sur les pédales (ETUDE II). Influence de l efficacité de pédalage sur le rendement musculaire : Les études portant sur l analyse du rendement musculaire et de l efficacité de pédalage laissent apparaître des différences inter et intra-individuelles lors d un pédalage à cadence fixe. Ainsi le but de la troisième partie de ce travail sera dans un premier temps de déterminer si les variations inter-individuelles d efficacité de pédalage et d impulsion expliquent les différences de rendement musculaire que l on observe entre les individus. Dans un second temps, il sera déterminé si les variations intra-individuelles d efficacité de pédalage expliquent les différences de rendement musculaire que l on observe chez les individus lorsque la puissance augmente (ETUDE III). 32

Introduction générale Le niveau d expertise et le lien pied-pédale influencent la performance : Au vu des différentes expérimentations de la littérature, il semblerait, dans des situations de pédalage reproduisant les conditions d entraînement ou de course, à savoir (i) une puissance élevée, (ii) une cadence de pédalage élevée et (iii) l utilisation de pédales automatiques, que le niveau d expertise puisse influencer la performance. De ce fait, dans ces situations discriminantes, les forces appliquées sur les pédales s en trouveraient modifiées permettant aux cyclistes d optimiser leur technique de pédalage ainsi que le rendement musculaire. Ainsi le but de la dernière partie de ce travail sera d étudier l influence du niveau d expertise et du type de pédale sur les paramètres de la performance en comparant une population de cyclistes élites à une de cyclistes loisirs et en mesurant les paramètres de rendement musculaire et de technique de pédalage (ETUDE IV). 33

Introduction générale Hypotheses and aim of the work According to the introduction, it would be relevant to follow three main research directions, what would be discussed through 4 studies: It seems necessary to develop new measurement methods of the pedalling effectiveness according to those already existing: Indeed, as mentioned during the general introduction, the methods available in the literature presented as main disadvantages (i) to modify the mechanical properties of the pedals, (ii) not to be usable by all laboratories and finally (iii) to be few to allow investigations during field measurements. Thus, the first aim of the present work will be to develop and validate a measurement system of the 3D pedal forces, available for all laboratories et allowing a pedalling effectiveness determination without modifying the mechanical properties of the pedals (STUDY I), and then to develop and validate a second one allowing pedal forces measurement during field investigations (STUDY II). The pedalling effectiveness influences the muscular efficiency: Studies having investigated both pedalling effectiveness and muscular efficiency showed inter and intra-individual differences even at a fixed pedalling cadence. Therefore the third aim of this work will be firstly to determine if inter-individual pedalling effectiveness variations influence the muscular efficiency differences among individuals. Then, it would be determined if intra-individual pedalling effectiveness variations influence the muscular efficiency differences observed when subjects increase their power output (STUDY III). Cycling experience and shoe-pedal interface influence the cycling performance: According to the literature, cycling experience could influence the performance when cycling conditions are close to those encountered by the elite cyclists during their training, (i) a high power output, (ii) a high pedalling cadence and (iii) clipless pedals use. In these conditions, elite cyclists might better apply pedal forces and achieve a better pedalling effectiveness as well as muscular efficiency. Thus, the aim of the last part of this work will be to investigate the influence of cycling experience and shoe-pedal interface on the performance by comparing elite and recreational cyclists and measuring pedalling effectiveness and muscular efficiency (STUDY IV). 34

Introduction générale Hypothesen und Ziel des Arbeit Wie in der Einleitung aufgezeigt wurde, stellen sich drei Kernfragen, zu deren Beantwortung vier Studien durchgeführt werden müssen : Um den Wirkungsgrad korrekt zu bestimmen, sind unserer Meinung nach neue Messmethoden zu entwickeln: Wie in der Einleitung betont wurde, haben die in der Literatur dargestellten Methoden eindeutige Nachteile. Erstens wurde in den meisten Fällen die mechanischen Eigenschaften der verwendeten Pedale verändert. Zweitens sind diese Methoden nicht frei verfügbar und drittens sind mit den existierenden Systemen keine Outdoor- Messungen und damit keine Feldtest möglich. Deshalb ist das erste Ziel der Arbeit, eine neue Methode zu validieren, die eine Messung der 3D Pedalkräfte für jedes Labor erlaubt, ohne die mechanische Eigenschaft der Pedalsysteme zu verändern (STUDIE I). Danach wurde eine zweite Methode entwickelt, die Pedalkräftemessungen während Feldtest ermöglicht (STUDIE II). Der Wirkungsgrad beeinflusst die muscular efficiency : Studien, die den Wirkungsgrad und die muscular efficiency untersucht haben, fanden einen inter- und intraindividuellen Unterschied während des Radfahrens mit bestimmten Trittfrequenzen. Das dritte Ziel der Arbeit bestand daher darin, festzustellen, ob die inter-individuellen Schwankungen des Wirkungsgrades den Unterschied zwischen Radfahrern hinsichtlich der muscular efficiency erklärt. Daran anschließend wurde die Beziehung zwischen den intra-individuellen Schwankungen des Wirkungsgrades und der Verbesserung der muscular efficiency mit der Leistung untersucht (STUDIE III). Die Radfahr-Erfahrung und die Schuh-Pedal-Verbindung beeinflussen die Pedaliertechnik beim Radfahren: Die Radfahr-Erfahrung könnte einen Einfluss auf die Pedaliertechnik haben wenn die Bedingungen den Trainingsbedingungen von Elitefahrern entsprechen. Diese sind wie folgt zu charakterisieren: (i) eine hohe Leistung, (ii) eine hohe Trittfrequenz und (iii) Verwendung einer festen Schuh-Pedal-Verbindung. In diesen Fällen könnten Elitefahrer ihre Tritttechnik und muscular efficiency optimieren. Deshalb ist das letzte Ziel der Arbeit, die Untersuchung des Einflusses der Radfahr- Erfahrung und der Schuh-Pedal-Verbindung auf die Pedaliertechnik beim Radfahren. Hierzu wurde ein Vergleich der Tritttechnik und muscular efficiency von Elite- und Freizeitfahrer durchgeführt (STUDIE IV). 35

NOUVELLES METHODES DE MESURE DE L EFFICACITE DE PEDALAGE Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D Cette partie a fait l objet de la publication suivante: - MORNIEUX Guillaume, ZAMEZIATI Karim, MUTTER Elodie, BONNEFOY Régis, BELLI Alain (2005) A cycle ergometer mounted on a standard force platform for threedimensional pedal forces measurement during cycling. Journal of Biomechanics Sous presse (Annexe I)

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D INTRODUCTION Les cyclo-ergomètres sont utilisés en laboratoire à des fins d investigation concernant des protocoles d entraînement (e.g. Denis et al., 1982; Hautier et al., 2000; Lepers et al., 2000; Linossier et al., 1993), de test de matériel, ou lors de protocoles visant à explorer le rendement musculaire (Gaesser et Brooks, 1975; Sidossis et al., 1992; Whipp et Wasserman, 1969). Ces études requièrent toutes une mesure précise du travail mécanique produit, accessible notamment grâce aux travaux de Arsac et al. en 1996 et Lakomy en 1986. Cependant, les études portant sur la biomécanique du cyclisme font également appel à des cyclo-ergomètres capables de mesurer les forces appliquées sur les pédales pour des questions portant sur l asymétrie du pattern de pédalage (Daly et Cavanagh, 1976) ou concernant l étude de l influence des différents types de pédales (Wheeler et al., 1992). Dans cette optique, différents cyclo-ergomètres permettant la mesure des forces appliquées sur les pédales ont été proposés dans la littérature. Comme nous l avons vu dans l introduction générale, les premières études ont proposé des systèmes de mesure des forces en une dimension (par exemple Daly et Cavanagh, 1976; Hoes et al., 1968). Cependant cette mesure en une seule dimension était bien trop limitée afin de réaliser une analyse des forces et des moments au niveau des articulations du membre inférieur par dynamique inverse, ou afin d explorer le pattern de pédalage complet des sujets. Ainsi, des systèmes de mesure des forces en deux et trois dimensions ont été mis au point (Boyd et al., 1996; Broker et Gregor, 1990 ; Gregor et al., 1985 pour ne citer qu eux). Cependant ces méthodes utilisant des capteurs spécifiques fixés sous les pédales nécessitent une technologie particulière et ne sont de ce fait pas utilisables par tous les laboratoires. De plus cette fixation de capteurs sous les pédales modifie les propriétés mécaniques de ces dernières par une augmentation sensible de la masse et de l inertie de celles-ci. Le but de cette première étude était de développer et valider un nouveau système de mesure, permettant une analyse précise des forces appliquées sur les pédales en 3D, à partir d une simple plate-forme de forces et sans modifier les propriétés mécaniques des pédales. Ainsi, la présente méthode est basée sur la dissociation du pédalier et des pédales du reste du cadre de la bicyclette ergométrique et leur fixation sur une plateforme de forces. 37

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D MATERIEL ET METHODES Matériel Un cyclo-ergomètre à courroie de friction classique (Monark type 818E, Stockholm, Sweden) a été équipé des capteurs spécifiques décrits par Arsac et al. en 1996. Ainsi la force de friction appliquée sur la courroie de friction entourant le volant d inertie était mesurée par le biais d une jauge de contrainte (FGP Instrumentation type FN3030 0-20daN, les Clayes sous Bois, France) calibrée au préalable avec une masse connue (5 kg) suspendue à la courroie de friction et dans une condition déchargée afin d obtenir la valeur de référence 0 (Arsac et al., 1996). La non-linéarité de ce capteur était inférieure à 0,3%. Le déplacement d un point de la périphérie du volant d inertie était calculé avec une précision de 11815 points par rotation de pédale (rapport de transmission de 52/14) grâce à un codeur incrémental (Hengsler type RI32-0-100 AR11, 2 channels, 100pts/turn, Aldingen, Germany) fixé à une poulie (Ø65 mm) et en contact avec le volant d inertie. Ce déplacement était de 6 m pour une rotation de pédale ce qui permettait de convertir simplement les vitesses angulaires en vitesses linéaires. Ainsi, la précision de mesure de ce déplacement était de 1969,2 points.m -1. La position arrière de la pédale droite, lorsque la manivelle était à l horizontale, était détectée par un capteur magnétique (Omron type E2EG-X5MB1, Fontenay sous Bois, France). La longueur de manivelle était de 0,17 m alors que la masse et le rayon du volant d inertie étaient respectivement de 22,5 kg et 0,26 m. Afin d obtenir une mesure précise de l inertie de ce volant, la méthode proposée par Lakomy (1986) a été utilisée. Dans cette étude, la relation linéaire entre la friction et la décélération (friction = 14,5 décélération 2,76 ; r=0,99) nous a permis de déterminer une inertie équivalente du volant (Ieq) de 14,5 kg (correspondant à la pente de la relation) (Morin et Belli, 2004), afin de calculer à chaque instant la force produite pour vaincre l inertie du volant (F I ) comme suit : FI (t) = Ieq a(t) [11] avec a (m.s -2 ) l accélération linéaire d un point situé en périphérie du volant d inertie. En unité conventionnelle, avec une force exprimée en Newtons par mètre et une accélération en radians par seconde au carré, cette équation donnerait un moment d inertie de 0,9802 kg.m 2 pour ce volant d inertie. Afin d obtenir un système mécanique isolé, les pédales et le pédalier ont tout d abord été désolidarisés du cadre de la bicyclette ergométrique puis fixés à une plate-forme de 38

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D force (Kistler type 9281B, Wintertur, Switzerland) par le biais d une pièce d acier permettant une liaison la plus rigide possible. Ensuite, le reste du cadre incluant le volant d inertie et la courroie de friction a été fixé de part et d autre de la plate-forme de forces de manière à conserver un système isolé en empêchant le moindre contact avec le pédalier, les pédales ou la plate-forme de forces, tout en maintenant les dimensions originales de la bicyclette ergométrique de base (Figure 15). b Figure 15. Le cyclo-ergomètre monté sur la plateforme de forces afin de mesurer les forces appliquées sur les pédales en 3D. La bicyclette était équipée d un capteur de déplacement (a), un capteur de force (b) et un capteur de position (c). a c Cette plate-forme de forces comprenait quatre capteurs piézo-électriques mesurant chacun les forces appliquées en 3D (c est à dire dans la direction medio-latérale x, la direction y antéro-postérieure et la direction verticale z). La fréquence de résonance de la plate-forme de forces avec les pédales et le pédalier fixés (masse totale de 90 kg) était de 51 Hz. Cette mesure a été réalisée en frappant la surface de la plate-forme de forces avec un marteau tout en enregistrant les signaux de forces à 200 Hz. Selon la note technique jointe avec cette plate-forme de forces, les valeurs de linéarité et d hystérésis étaient respectivement ± 0,5 % et 0,5 %. Les valeurs de cross-talk étaient quant à elles : F z F x,y ± 1 %; F x F y ± 1 %; F x,y F z ± 2 %. Les signaux de la jauge de contrainte, du codeur de déplacement et du capteur de position ont été acquis à une fréquence de 200 Hz sur un PC via une carte d acquisition incluant un conditionneur de signal de jauge de contrainte (Analog Device 1B31AN, Norwood, Mass, USA), un convertisseur A/D 12 bit pour la mesure de la force (Analog Device AD574AJD, Norwood, Mass, USA) et compteur 12 bit pour les mesures de déplacement et de position (Hewlett Packard type HCTL-2000, Palo Alto, Calif, USA). Simultanément, les 12 voies de la plate-forme de forces (4 capteurs 3 dimensions) 39

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D étaient amplifiées (Kistler type 9861A, Wintertur, Switzerland) et enregistrées à 200 Hz sur le même PC via une carte A/D 12 bit (Keithley Metrabyte type DAS-8, Taunton, Mass, USA). Les signaux instantanés de force et de déplacement étaient filtrés à 25 Hz (filtre passe bas Butterworth 4 th ordre sans décalage de phase). Calcul des forces appliquées sur les pédales Selon les données de la note technique de la plate-forme de forces, les 12 signaux des capteurs étaient combinés afin d obtenir les forces (Fp x, Fp y et Fp z ) et les moments (Mp x, Mp y et Mp z ) en 3D appliqués sur la plate-forme par les pédales et le pédalier (Figure 16). Fr z Fl y Ll Fl z Fl x Lr g Fc Fc y Mp x Fp z Fp y Fp d x Mp z r Fc z Fc x Mp y Fr y c α h +Mz +Mx Fr x Figure 16. Vue schématique du système de mesure permettant la détermination des forces appliquées sur les pédales en 3D +x +y +My +z La mesure instantanée de l angle de la manivelle droite par rapport à la position horizontale arrière (α) exprimée en degré ( ) était réalisée en connaissant la position de la pédale et le déplacement linéaire du volant d inertie grâce respectivement au capteur magnétique et au codeur de déplacement avec une précision de 2,4. Le capteur magnétique permettait de définir la position de référence pour la mesure de l angle de la manivelle, à savoir la position horizontale arrière. A partir du signal de déplacement linéaire, le déplacement instantané du volant d inertie (d) pour chaque position pouvait être défini. En effet, connaissant le déplacement du volant d inertie (Σd) et l angle de 40

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D rotation de la manivelle (Σα) pour un tour de pédale (où Σd = 6 m et Σα = 360 ), la mesure instantanée de l angle de la manivelle pouvait être déterminée comme suit : ( Σα) d α = [12] Σd Lors du pédalage, le travail produit au niveau du volant d inertie (résultant de la force totale appliquée sur ce volant incluant la force de friction et F I durant son déplacement linéaire) était égal au travail produit au niveau de la chaîne (résultant lui du produit entre la force appliquée sur la chaîne et le déplacement linéaire du plateau). Ainsi la force instantanée appliquée au niveau de la chaîne (F C (t)) pouvait être calculée comme suit : (F f(t) + F I(t)) D FC (t) = [13] 2π r dans cette équation, F f (t) représente le force de friction instantanée, FI (t) la force produite afin de lutter contre l inertie du volant (comme expliqué précédemment), D (6 m) est le déplacement linéaire du volant d inertie pour une rotation de pédale et r est le rayon du plateau (0,105 m). Ainsi D/2π r était le rapport de transmission. En assumant que les effets dynamiques liés à l inertie des manivelles et des pédales étaient négligeables (Reiser II et al., 2000), les lois mécaniques fondamentales en statique ( Σ F = 0, Σ M = 0) étaient appliquées au système isolé pédales-pédalier permettant d obtenir à chaque instant le système d équations suivant : Fp Fp Fp x= Frx + Flx Fcx [14] y= Fry + Fly Fcy [15] z= Frz + Flz Fcz [16] ( h+ c sinα) + Frz ( d+ c cosα) + Fly ( h c sinα) + Flz ( d c cosα) Fcy ( h r) Fcz d+ Mrx' Mlx' Mpx = Fry + ( h+ c sinα) Frz Lr Flx ( h c sinα) + Flz Ll+ Fcz g+ Mry' Mly' Mpy = Frx + [18] ( d+ c cosα) + Fry Lr+ Flx ( d c cosα) Fly Ll Fcy g+ Mrz' Mlz' Mpz = Frx + [19] où Fr x, Fr y, Fr z sont les forces en 3D au niveau de la pédale droite et Fl x, Fl y, Fl z sont les forces en 3D au niveau de la pédale gauche; Mr x, Mr y, Mr z sont les moments en 3D appliqués sur la pédale droite et Ml x, Ml y, Ml z sont les moments en 3D appliqués sur la pédale gauche; Lr (0,145 m) était la distance entre l axe du pédalier et le milieu de la pédale droite; Ll (0,135 m) était la distance entre l axe du pédalier et le milieu de la [17] 41

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D pédale gauche; h (0,422 m) était la hauteur du pédalier par rapport au centre de la plateforme de forces; c (0,17 m) était la longueur de manivelle; g (0,0415 m) était la distance entre l axe des manivelles et l axe du plateau; d (0,125 m) était la distance entre l axe des manivelles et le centre de la plate-forme de forces; r (0,105 m) était le rayon du plateau; et Fc x, Fc y, Fc z les forces en 3D appliquées sur la chaîne (Figure 16). Bien que les moments en 3D appliqués sur les pédales sont non négligeables, nous avons dans un premier temps émis l hypothèse que leur influence sur le calcul des forces appliquées au niveau des pédales était restreint. L influence de la prise en compte ou non de ces moments sur la précision de calcul des forces appliquées sur les pédales sera discuté ultérieurement en utilisant des valeurs de moments typiques prises dans la littérature (Boyd et al., 1996). La chaîne et le plateau se situant dans le même plan et l angle entre la chaîne et la direction horizontale étant de 5,4, les forces appliquées sur la chaîne pouvait s écrire de la manière suivante : Fc x = 0, Fc y = F c cos5,4 et Fc z = F c sin5,4 La force médio-latérale agissant sur la pédale lors de la phase de retour de la pédale était considérée comme négligeable (Boyd et al., 1996; Broker et Gregor, 1990; Hull et Davis, 1981). La phase de retour de la pédale correspondait aux valeurs d angle de manivelle allant du point mort bas (autrement dit 180 ) au point mort haut (c'est-à-dire 0 ) alors que la phase descendante de la pédale était définie par les valeurs d angle de manivelle de la première moitié d un tour de pédale (entre 0 et 180 ). Ainsi, les équations précédentes pouvaient s écrire de la manière suivante dans le cas où la pédale droite était en phase de retour : Fp x= Flx [20] Fp Fp y= Fry + Fly Fcy [21] z= Frz + Flz Fcz [22] ( Fry + Fly) + c sinα ( Fry Fly) + d ( Frz + Flz) + c cosα ( Frz Flz) Fcy ( h r) Fcz d Mpx= h [23] Mp y ( h c sinα) + Flz Ll Frz Lr+ Fcz g = Flx [24] ( d c cosα) Fly Ll+ Fry Lr Fcy g Mpz = Flx [25] Par substitution, les 6 équations représentant les forces en 3D appliquées sur les pédales, lorsque la pédale droite était en phase de retour, étaient obtenus comme suit : 42

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D Frx= 0 [26] Fl x= Fpx [27] [ Mpz ( d c cosα) Fpx+ Ll Fpy+ ( g+ Ll) Fcy] Fry = Lr 1 [28] + Ll [ Mpz+ ( d c cosα) Fpx+ Lr Fpy+ ( Lr g) Fcy] Fly= Lr 1 [29] + Ll [ Mpy ( h c sinα) Fpx+ Ll Fpz+ ( g+ Ll) Fcz] Frz = Lr 1 [30] + Ll [ Mpy+ ( h c sinα) Fpx+ Lr Fpz+ ( Lr g) Fcz] Flz= Lr 1 [31] + Ll En utilisant la même procédure, les forces en 3D appliquées sur les pédales lorsque la pédale gauche était en phase de retour étaient les suivantes : Fr x= Fpx [32] Flx= 0 [33] [ Mpz+ ( d+ c cosα) Fpx+ Ll Fpy+ ( g+ Ll) Fcy] Fry = Lr 1 [34] + Ll [ Mpz ( d+ c cosα) Fpx+ Lr Fpy+ ( Lr g) Fcy] Fly= Lr 1 [35] + Ll [ Mpy ( h+ c sinα) Fpx+ Ll Fpz+ ( g+ Ll) Fcz] Frz = Lr 1 [36] + Ll [ Mpy+ ( h+ c sinα) Fpx+ Lr Fpz+ ( Lr g) Fcz] Flz= Lr 1 [37] + Ll Evaluations statiques Une série d évaluations statiques a été réalisée afin de définir la précision de mesure de la méthode en comparant une force appliquée connue (en terme d amplitude et de direction) à la force donnée par la méthode. L amplitude de la force était connue grâce à une jauge de contrainte (Scaime type ZF 200, Annemasse, France) calibrée avec une charge de 20 kg et sans charge (0 kg). La non-linéarité de la jauge était de moins de 0,02% selon de la note technique du constructeur. Dans chacune des trois dimensions, 10 applications manuelles de forces étaient réalisées sur les deux pédales à différents angles de manivelle en tirant et poussant sur la jauge de contrainte fixée sur la pédale. Ces mesures étaient accomplies avec des étendues de force entre 220 et 300 N, 100 et 160 N et 60 et 85 N pour respectivement les directions verticale, antéro-postérieure et médio-latérale. Un inclinomètre était utilisé afin de contrôlé la direction de la force appliquée. De plus, un test de forces combinées a été réalisé en suspendant 43

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D verticalement une charge de 20 kg et en appliquant simultanément dans la dimension horizontale ou latérale et sur l une des deux pédales une seconde force mesurée par le biais de la jauge de contrainte. Pour chaque mesure, les voies de la plate-forme de forces étaient enregistrées à 100 Hz durant 8 s. Evaluations dynamiques L influence des effets dynamiques générés par la rotation des pédales a été évaluée en enregistrant les voies de la plate-forme de forces pendant que les manivelles tournaient et décéléraient librement vers l avant et l arrière, en l absence de la chaîne, à différentes vitesses. L influence de la friction de la chaîne sur les forces enregistrées au niveau de la plateforme était mesurée en laissant décélérer librement les manivelles lors de rotations vers l avant avec la chaîne mise en place. Enfin, les forces verticales, antéro-postérieures et médio-latérales appliquées sur les pédales droite et gauche lors d un exercice de pédalage ont été enregistrées. Pour ce faire, un sujet masculin (28 ans et 78 kg) a donné son consentement afin d accomplir un effort de 3 minutes à une cadence de 90 rotations par minute (rpm) et à une puissance de 300 Watts. Le sujet n était pas un expert en cyclisme mais pratiquait cette activité occasionnellement. Durant ce test, des cales pieds à sangle étaient portés. Les voies de la plate-forme de forces étaient enregistrées à 200 Hz durant les 8 dernières secondes de l effort de 3 minutes. Statistiques La précision du système de mesure a été déterminée en calculant les erreurs de mesure absolues et relatives (moyenne, écart type, étendue et root mean square error) entre la force appliquée et celle calculée par la présente méthode lors des évaluations statiques et du test combiné. La différence entre l erreur moyenne et zéro a été testée par le biais d un test-t de Student (groupe). Le niveau de significativité a été fixé à p < 0,05. RESULTATS L orientation de la force donnée par le système de mesure était à chaque essai correct lors des évaluations statiques. Les erreurs de mesure entre la force appliquée 44

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D connue (représentant la valeur normalisée exprimée en N) et celle calculée par le système pour la pédale et la dimension concernées étaient de 7,61 ± 7,8 N, [étendue: - 18,2 N à +5,59 N] correspondant à une erreur relative de 3,06 ± 3,30 %, [étendue: - 8,04 % à +2,45 %] pour la dimension verticale, de -3,37 ± 4,02 N, [-7,4 N à + 4,53 N] ou 2,60 ± 3,09 %, [-7,09 % à + 3,32 %] en valeurs relatives pour la dimension horizontale et de 2,81 ± 2,49 N, [-5,75 N à +2,98 N], c est à dire 3,98 ± 3,44 %, [- 8,31 % à +3,99 %] pour la dimension latérale. Le test-t de Student a révélé que les erreurs moyennes étaient significativement différentes de zéro. De ce fait, la root mean square error (RMSE) a été déterminée afin de mieux caractériser l erreur de mesure. Ces valeurs étaient de 11,2 N (4,62 %), 5,36 N (4,13 %) et 3,87 N (5,43 %) selon respectivement les dimensions verticale, horizontale et latérale. En ce qui concerne le test de forces combinées, l erreur de mesure moyenne entre la force totale appliquée (valeur normalisée en N) et la force totale calculée au niveau des pédales (en prenant en compte les 2 composantes concernées par l application de la force) était de 4,52 ± 7,56 N, [-12,7 N à +13,7 N] correspondant à une erreur relative de 2,10 ± 3,39 %, [-5,48 % à +5,98 %]. La valeur RMSE pour ce test était de 11,19 N (4,62 %). Toutes ces valeurs d erreur sont présentées dans le tableau 1 ci-dessous. Moyenne Ecart type Etendue RMSE Absolue Relative Absolu Relatif Absolue Relative Absolue Relative Fx -2,81-3,98 2,49 3,44 8,73 12,30 3,87 5,43 Fy -3,37-2,60 4,02 3,09 11,93 10,41 5,36 4,13 Fz -7,61-3,06 7,80 3,30 23,79 10,49 11,2 4,62 Combiné -4,52-2,10 7,56 3,39 26,40 11,46 8,94 4,04 Tableau 1. Erreurs absolue (N) et relative (%) de moyenne, écart type, étendue et RMSE dans les 3 dimensions pour les évaluations statiques et le test de forces combinées. Les évaluations dynamiques ont montré que les forces, enregistrées par la plateforme de forces alors que le pédalier tournait (90 rpm) sans la chaîne, se situaient entre - 2 N et +3 N, entre -4 N et +2 N et entre -4 N et 0 N dans respectivement les directions x, y et z. 45

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D Lorsque le pédalier tournait vers l avant avec la chaîne, des forces antéro-postérieures étaient engendrées (+6 ± 2 N; moyenne ± écart type). De plus, des forces allant de 0 N à 2 N verticalement et de 1 N à +4 N latéralement ont été obtenues. Forces Verticales (N) Forces Antéro-Postérieures (N) Forces Médio-Latérales (N) 80 40 0-40 -80 120 60 0-60 -120-180 500 400 300 200 100 Figure 17. Courbes typiques des forces en 3D appliquées sur les pédales droite (courbe noire) et gauche (courbe grise) lors d une rotation de manivelle à 300 Watts et 90 rpm. Les données ont été moyennées sur 10 cycles. L échelle de l axe des abscisses est le même pour toutes les courbes. 0 90 180 270 360 Les forces en 3D appliquées sur les deux pédales lors du pédalage à 300 Watts et 90 rpm sont illustrées sur la figure 17 ci-dessus. La force verticale était orientée vers le bas lors de la phase descendante de la pédale pour atteindre une valeur aux environs de 450 N à un angle de manivelle de 115. Lors de la phase de retour, une faible force résiduelle de 30 N pouvait être observée. Dans la direction antério-postérieure, une force maximale de 160 N était obtenue lors de la phase descendante à un angle de manivelle de 90. Lors de cette phase la force était orientée vers l avant alors qu elle était appliquée vers l arrière avec des valeurs atteignant 90 N lors de la phase ascendante. Enfin, la force médio-latérale était orientée vers l extérieur lors de la phase descendante de la pédale avec une valeur pic de 70 N à un angle de manivelle avoisinant les 100 et était négligée lors de la phase de retour. 46

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D DISCUSSION La précision des évaluations statiques et plus particulièrement du test de forces combinées fût satisfaisante au regard de l erreur maximale de 4 % selon la direction médio-latérale. Même si les moments s exerçant sur les pédales ont été négligés dans les équations (17 19) permettant le calcul des forces appliquées sur les pédales, ces erreurs de mesure demeurent valides étant donné qu aucun moment n était exercé sur les pédales lors de ces évaluations statiques. Le caractère négatif de l erreur moyenne révélait que la force mesurée par la méthode était inférieure à celle appliquée. Ceci est explicable par le fait qu il était impossible pour l investigateur de maintenir précisément la direction d application de la force durant les évaluations et ceci malgré l utilisation d un inclinomètre. Ainsi, une légère partie de la force appliquée pouvait l être dans d autres directions expliquant que l amplitude de la force dans la direction souhaitée puisse être légèrement inférieure à celle attendue. Toujours est-il que cette erreur reste comparable aux valeurs de la littérature pour des systèmes de mesure des forces sur les pédales (±5 % ; Broker et Gregor, 1990; Newmiller et al., 1988). L erreur maximale absolue de 8 N était comparable avec les données de précision du dynamomètre présenté par Boyd et al. (1996). Enfin, les valeurs absolues de RMSE situées entre 3,87 N et 11,2 N étaient proches de celles obtenues par Stone et Hull (1993) pour une méthodologie comparable. L influence des effets dynamiques dus à la rotation des manivelles était négligeable au regard des faibles valeurs de forces obtenues en sortie de plate-forme de forces (Reiser II et al., 2000). En effet, en comparaison avec les valeurs maximales de forces rencontrées au niveau des pédales lors d un effort à 300 Watts et à 90 rpm, cette rotation de manivelle influençait ces forces de 0,9 %, 2,5 % et 4,3 % selon respectivement les directions verticale, antéro-postérieure et médio-latérale. Ceci renforce l idée selon laquelle les équations fondamentales de la statique (i.e. Σ F = 0, Σ M = 0) plutôt que dynamiques (i.e. F Σ = m a, M Σ = I α ) pouvaient être appliquées. La force de friction générée par la chaîne aux niveaux du plateau et du pignon (6 ± 2 N) pouvait également induire une sous-estimation de la force de la chaîne en la calculant à partir de la friction mesurée au niveau du volant d inertie. Cependant, lors d un 47

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D pédalage à 300 Watts où une force de 299 N était relevée au niveau de la chaîne, l erreur due à cette friction ne représenterait pas plus de 2 %. L orientation des forces en 3D appliquées sur les pédales était en accord avec les données de la littérature (Boyd et al., 1996; Broker et Gregor, 1990; Davis et Hull, 1981; Ruby et al., 1992). Force (N) 500 400 300 200 100 0-100 -200 B F Z F X F Y 0 90 180 270 360 Figure 18. Comparaison des amplitudes des forces en 3D appliquées sur la droite lors d une rotation de manivelle (TDC et BDC représentent respectivement les points mort haut et bas) à 300 Watts et 90 rpm, entre l étude de Broker et Gregor en 1990 (A) et la présente étude (B). Angle de manivelle ( ) Les amplitudes de force étaient également en accord avec les études précédentes pour un niveau de puissance similaire (Broker et Gregor, 1990, Fz pic = 350 N, Fy pic = 120 N, Fx pic = 50 N) et comparables avec des valeurs obtenues à des puissances inférieures (e.g. Boyd et al., 1996, power: 250 Watts, Fz pic = 260 N, Fy pic = 150 N, Fx pic = 60 N; Ruby et al., 1992, power: 225 Watts, Fz pic = 310 N, Fy pic = 130 N, Fx pic = 50 N). Les différences obtenues étaient dues aux variations inter-individuelles de pattern de pédalage (Gregor et al., 1985) et au fait que les forces en 3D étaient calculées par rapport au repère fixe présenté en figure 16 et non par rapport à la surface de la pédale comme dans les études citées ci-dessus. L angle maximal de la pédale étant de 30 par rapport à l horizontale au cours d un cycle de pédalage (Neptune et Hull, 1998), nos 48

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D forces maximales, recalculées par rapport à la surface de la pédale, pourraient être réduites d environ de 13 % ce qui rendrait encore plus évident la similitude des données de cette méthodologie avec la littérature. Les moments engendrés au niveau des pédales peuvent devenir importants lors d un exercice de pédalage alors que ces derniers ont été négligés dans les équations. En utilisant les valeurs maximales de ces moments en 3D que l on peut observer dans la littérature (Boyd et al., 1996) lors des phases descendante et de retour de pédale, il a été possible d évaluer à nouveau les forces en 3D sur les pédales en tenant compte pour chaque direction des valeurs de moments suivantes : 7 à +1,5 N.m pour Mx, -4 à +0,5 N.m pour My et 1,5 à +3,5 N.m pour Mz. L erreur faite dans le calcul des forces, en ne tenant pas compte de ces moments exercés sur les pédales, pouvait ainsi être évaluée à 8 % et moins de 2 % pour respectivement la direction verticale et horizontale en considérant les valeurs maximales de forces obtenues dans chaque direction (l erreur étant nulle en latéral étant donné que ces valeurs de moment ne rentraient pas en compte dans les équations pour cette direction). Ainsi les données présentées dans ce manuscrit sont valides d autant plus que le sujet pédalait simplement avec de cales pieds à sangle, ce qui limite l apparition de moments au niveau des pédales. Cependant cette méthodologie présente certaines limites. Tout d abord, étant donné que le pédalier est fixé sur la plate-forme de forces via une pièce intermédiaire rigide, les mouvements latéraux du cadre de la bicyclette, que l on peut observer à des puissances élevées, étaient entravés. Cependant il reste difficile de mettre en évidence le réel impact d une telle fixation rigide sur le pattern des forces en 3D produit par un cycliste étant donné que le phénomène n est à notre connaissance pas documenté. Assumer que les forces médio-latérales sont nulles lors de la phase de retour de la pédale pouvait également limiter la précision de mesure. Cependant, les faibles forces rencontrées dans la littérature lors de la phase de retour allant jusqu à 20 N (Boyd et al., 1996; Broker et Gregor, 1990), dans des conditions de puissances similaires, permettent de conclure qu une telle hypothèse engendrait une erreur de 4,3 % dans la présente étude étant donné les forces maximales de 460 N observées. De plus, les erreurs liées au phénomène de cross-talk ne pouvaient être compensées contrairement à certaines études (Boyd et al., 1996; Newmiller et al., 1988). Cependant, la faible importance de ce phénomène ( 2%) était connue grâce à la documentation technique de la plate-forme de forces contrairement à d autres systèmes décrits dans la littérature (Gregor et al., 1985; Hull et Davis, 1981; Soden et Adeyefa, 1979). 49

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D De plus il est important de noter que cette méthode pourrait être améliorée en prenant en compte un des phénomènes mécaniques limitant la précision de mesure. Par exemple Broker et Gregor (1990) ont mis en évidence des variations du point d application des forces sur les pédales allant de +0,5 à 2 cm dans la direction médio-latérale et +2,5 à 0,5 cm dans la direction antéro-postérieure. Ainsi il pourrait être intéressant de calculer les variations instantanées de ce point d application en résolvant à nouveau le système d équations, mais en incluant ce paramètre en tant que sixième variable inconnue (étant donné que l on s affranchit de l une de nos inconnues en négligeant la force médiolatérale de la pédale en phase ascendante). De même, il serait intéressant afin de pouvoir analyser les forces et les moments au niveau des articulations de déterminer les moments exercés sur les pédales. Ainsi la sixième variable inconnue pourrait être une des valeurs de moment des équations 17 à 19. En effet le fait que seules les forces appliquées sur les pédales et non les moments soient déterminés reste une limite de l étude. Cependant les erreurs obtenues avec cette nouvelle méthodologie sont comparables avec la littérature. De plus, cette dernière permet une mesure des forces en 3D sans l utilisation de capteurs de pédale spécialisés, mais en utilisant une simple plate-forme de forces et un cyclo-ergomètre. Ainsi, cette méthode fournit à différents laboratoires la capacité de réaliser des mesures de forces de pédalage. Enfin, cet outil de mesure envisage une mesure sans modifier les propriétés mécaniques des pédales. En conclusion, les possibilités de cette nouvelle méthodologie sont intéressantes dans des perspectives d analyse de la technique de pédalage en fonction de différents types de sujets, ou afin de tester l influence de paramètres mécaniques et technologiques sur la biomécanique du cyclisme. Cette nouvelle méthodologie permet donc la mesure des forces en 3D appliquées sur les pédales, mais est restreinte à une utilisation en laboratoire. Ainsi, nous allons voir dans la seconde étude qui suit, une nouvelle méthode de mesure des forces appliquées sur les pédales, permettant cette fois ci de mesurer l efficacité de pédalage lors d une condition de cyclisme sur le terrain. 50

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D NEW METHODS FOR PEDALLING EFFECTIVENESS MEASUREMENT Study I : New measurements method of the three dimensional pedals forces in laboratory conditions. Introduction Cycle ergometers are used in laboratories for training and testing purposes and also for research questions where the knowledge of pedal forces is useful, as for pedal forces asymmetry investigations or comparison of shoe-pedal interfaces. So it is important to measure accurately pedal forces and therefore different systems were proposed. Previous studies analysed pedal forces in one dimension, using either strain gauges fixed on the crank (e.g. Daly and Cavanagh, 1976) or directly under the pedal to measure the normal force (e.g. Hoes et al., 1968). Then pedal forces measurements in two dimensions (e.g. Gregor et al., 1985; Newmiller et al., 1988; Patterson et al., 1983) and complete three-dimensional (3D) pedal forces investigations (e.g. Boyd et al., 1996; Hull and Davis, 1981; Ruby et al., 1992; Stone and Hull, 1993) were performed using strain gauges fixed under the pedals. Furthermore piezo electric transducers fixed under the pedal for 3D pedals forces measurement were proposed in the literature (Broker and Gregor, 1990; Ericson et al., 1985). However, these methods based on forces transducers fixed under the pedal are not widely available and pedals forces investigations could be more accessible without the need of these specialized force pedals. The aim of this study was then to develop and validate a new measurement system that allows 3D pedal forces measurement with often accessible force platform. Material and methods A typical Monark friction-loaded cycle ergometer was equipped with specific transducers according to Arsac et al. (1996). In order to obtain an isolated mechanical system, the pedal and the gear mechanism were separated from the bicycle frame and tightly fixed on a force platform (Kistler type 9281B, Wintertur, Switzerland) by means of a specially designed steel part providing high stiffness and rigid connection. The bicycle frame, including flywheel and friction system was fixed aside from the force platform in order to avoid any mechanical contact with the gear mechanism nor the steel part and in such a way that the original dimensions of the whole bicycle were maintained. The force platform used was equipped with four piezo-electric transducers measuring each 3D forces applied. Knowing all the dimensions of the system (i.e. crank length, height of the gear mechanism), the instantaneous right crank angle in relation to the rear horizontal position and force exerted in 3D by the chain, and assuming that dynamics effects associated with cranks and pedals inertia were negligible, static fundamental mechanical equations ( Σ F = 0, Σ M = 0) applied to the isolated pedal and gear system gave a 6 equations system at each sampling time where the 6 unknown parameters were 3D forces of both pedals. To simplify the resolution by substitution of the equations, the medial-lateral force acting on the pedal in upstroke phase was assumed to be negligible. Static measurements were performed in order to define the accuracy of the mechanical device by comparing a known applied force in the 3D on both pedals and the force measured by the system. Dynamic evaluations were also performed to test the influence of dynamic effects due to pedal rotation, the influence of the friction of the chain on the platform forces and to describe 3D pedal forces when pedalling. The accuracy of the system was analysed by assessing the relative and absolute errors of measurement (mean, standard deviation, range of values and root mean square error). 51

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D Results The accuracy of the present system was -7.61 N, -3.37 N and -2.81 N for respectively the vertical, the horizontal and the lateral direction when applying a mono-directional force and -4.52 N when applying combined forces. Dynamic evaluations showed that forces recorded by the force platform while the gear mechanism was turning (e.g. at 90 rpm) without chain were below 4 N for all dimensions. When the gear mechanism was turning forwards with the chain, anterior-posterior forces were involved (i.e. 6 N). Moreover, forces ranging from 0 N to 2 N vertically and from 1 N to +4 N laterally were obtained. In pedaling condition at 300 Watts and 90 rpm, vertical force was directed downwards during the downstroke phase and a low residual force remained during the upstroke phase. In the anterior-posterior direction, the force was orientated forwards during the downstroke phase whereas during the upstroke phase it was applied backwards. Finally, medial-lateral force was orientated towards lateral direction during the dowstroke phase and was assumed to be negligible during upstroke phase. Discussion The accuracy of the static measurements and especially of the combined forces test was satisfactory when looking at the maximal error of -8 N what was comparable to the accuracy values of the dynamometer presented by Boyd et al. (1996). The influence of dynamic effects due to crank rotation was assumed to be negligible when looking at the low force platform values. Indeed, compared to the maximal pedal forces encountered when pedaling at 300 Watts, crank rotation induced a maximal influence on pedal forces assessment of 4.3 % in the medial-lateral direction. This support the assumption that static mechanical equations (i.e. Σ F = 0, Σ M = 0) could be used instead of dynamic equations. The friction force generated by chain transmission at the chainring and flywheel sprocket levels could also induce an underestimation up to 2 % of chain forces when calculated from only friction measurements at flywheel level. The orientation and magnitude of the 3D forces applied on both pedals, was in agreement with previous data reported in the literature (Boyd et al., 1996; Broker and Gregor, 1990; Davis and Hull, 1981; Ruby et al., 1992). However this method presented limitations. Firstly, because rigid attachment of the bottom bracket was required for good measurement accuracy, the lateral motion of the bicycle frame was affected, even if this lateral motion is not well studied in the literature. The assumption that medial-lateral pedal force is zero during the upstroke phase could also limit the accuracy of the measurements. However, according to the maximal value measured during the upstroke phase in previous studies, this assumption would represent an error of 4.3 %. Moreover in the present method the cross-talk errors were not fully compensated as Newmiller et al. (1988) did, but were below 2 %. Then, as pedals moments were not taken into account in the equations, a bias less than 8 % could exist in the forces calculation. Nevertheless the errors found on force measurements were already comparable to the literature. Moreover the present method offers the possibility for pedal force measurement without specialized measuring pedals but rather by adapting often accessible cycle ergometer and force plate. Thus this method places the capability of pedal force measurement into hands of many laboratories. 52

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D NEUE METHODEN ZUR MESSUNG DES WIRKUNGSGRADES IM RADFAHREN Studie I : Neue Methode zur dreidimensionalen Pedalkraftmessung unter Laborbedingungen. Einleitung Radergometer werden im Labor zum Training, zur Leistungsdiagnose und zu Forschungszwecken, bei denen die Kenntnisse über die Pedalkräfte von Bedeutung ist wie z.b. zur Erforschung der assymetrischen Verteilung der Pedalkräfte oder der zum Vergleich verschiedener Schuh-Pedal Verbindungen, verwendet. Daher ist es von enormer Wichtigkeit, die Pedalkräfte präzise zu messen, wobei hierzu schon mehrere Methoden vorgestellt worden sind. Die ersten Messmethoden realisierten die Messung der Pedalkräfte mit Hilfe von Dehnungsmessstreifen (eindimensional) auf dem Kurbelarm (z.b. Daly und Cavanagh, 1976) oder unter dem Pedal (z.b. Hoes et al., 1968). Später wurden auch zweidimensionale Messmethoden untersucht (z.b. Gregor et al., 1985; Newmiller et al., 1988; Patterson et al., 1983), auch wie dreidimensionale Messmethoden (Boyd et al., 1996; Hull und Davis, 1981; Ruby et al., 1992; Stone und Hull, 1993), die Dehnungsmessstreifen unter der Pedal fixierten. Ferner wurden auch piezoelektrische Elemente verwendet um 3D Pedalkräfte zu messen (Broker und Gregor, 1990; Ericson et al., 1985). Aber diese Methoden, die spezielle Sensoren unter dem Pedal benutzen, sind nicht weit verbreitet, und so könnte Die Erforschung der Pedalkräfte ohne die Beschränkung auf dies Messmethoden deutlich erleichtert werden. Das Ziel dieser Studie war es daher, eine neue Methode vorzustellen und zu validieren, die eine 3D Pedalkraftmessung mit einer normalen Kraftmessplatte erlaubt. Materiel und Methoden Nach Arsac et al. (1996) wurde ein Monark-Radergometer mit spezifischen Messfühlern ausgestattet. Um ein isoliertes mechanisches System zu erhalten wurde zudem das Tretlager mitsamt der Kurbel und den Pedalen aus dem Ergometerrahmen herausgebaut und durch ein Metallstück, welches eine hohe Steifigkeit und eine starre Verbindung gewährleistete, auf einer Kraftmessplatte (Kistler type 9281B, Winterthur, Schweiz) fixiert. Danach wurde der Ergometerrahmen wieder so um die Kraftmessplatte herum angebracht, dass kein mechanischer Kontakt zum Tretlagerbestand, wobei die ursprünglichen Ergometerdimensionen beibehalten wurden. Die verwendete Kraftmessplatte wurde mit vier piezoelektrischen Elementen ausgestattet, welches jedes für sich die auftretenden dreidimensionale Kräfte messen konnte. Gemessen wurden: 1. die Abmessung dieses Messsystem (z.b. Kurbelarm Länge, Tretlager Höhe), 2. die augenblickliche Winkel zwischen dem rechten Kurbelarm und einer horizontalen Linie und 3. die dreidimensionale Kettenkräfte. Hierbei wurde angenommen, dass die erzeugten dynamischen Effekte der Pedalumdrehung vernachlässigbar waren, wodurch die mechanische Grundgleichung ( Σ F = 0, Σ M = 0) verwendet werden konnte. Die 6 unbekannten Parameter konnten also durch die 3D Kräfte von beiden Pedalen ersetzt werden. Um die Genauigkeit dieses Messsystem festzustellen wurden statische Messungen durchgeführt. Dabei wurde eine bekannte Kraft auf den Pedalen erzeugt und mit der gemessenen Kraft vom System verglichen. Mit Hilfe einer dynamische Messung wurden der dynamische Effekt der Pedalumdrehung und der Effekt der Kettenreibung auf die Bestimmung der Pedalkräfte getestet, wodurch die 3D Pedalkräfte beim Treten beschrieben werden können. 53

Etude I : Nouvelle méthode de mesure en laboratoire des forces appliquées sur les pédales en 3D Die Genauigkeit des Messsystems wurde durch relative und absolute Messungsfehler beschrieben. (Durchschnitt, Standardabweichung, Messbreite und root mean square error ). Ergebnisse Wenn nur eine Kraft erzeugt wurde, betrug die Genauigkeit dieser neuen Methode -7,61 N (vertikal), -3,37 N (horizontal) und 2,81 N (lateral).wurden mehrere Kräfte erzeugt betrug die Abweichung 4,52 N. Dynamische Messungen haben gezeigt, dass die erzeugte Kräfte während das Tretlager ohne Kette bewegt wurde (z.b. 90 rpm) unter 4 N für alle drei Dimensionen betrug. Bei Vorwärtsrotation des Tretlagers mit Kette, wurde 6 N in der horizontalen Richtung und nicht mehr als 2 N in der vertikalen bzw. 4 N in der lateralen Dimension gemessen. Beim Treten mit 300 Watt und einer Frequenz von 90 rpm ging die vertikale Kraft während der Druckphase nach unten wobei während der Hubphase noch eine kleine Residualkraft übrig blieb. In der horizontalen Dimension war die Kraft während der Druckphase nach vorne und während der Zugphase nach hinten gerichtet. Die laterale Kraft während der Druckphase war nach außen gerichtet, wobei sie in der Hubphase vernachlässigbar war. Diskussion Die Genauigkeit der statischen Messungen waren befriedigend, wenn man beachtet, daß der maximal gemessene Fehler 8 N betrug, was mit den Werten des Dynamometer von Boyd et al., 1996, vergleichbar war. Der Einfluss von dynamischen Effekten der Kurbelumdrehung kann als vernachlässigbar beschrieben werden. Allerdings, verglichen mit den maximalen Pedalkräften, die beim Treten mit 300 Watt auftraten, lässt sich feststellen, dass eine Rotation der Kurbel einen maximalen Einfluss von 4,3 % in der medial- lateralen Richtung hat (im Vergleich beim Treten mit 300 Watts). Dies stützt die Annahme, dass die mechanischen Grundgleichungen ( Σ F = 0, Σ M = 0) anstatt den dynamischen Grundgleichungen verwendet werden kann. Die durch die Kurbelbewegung erzeugte Kettenreibung könnte ebenfalls eine Unterbewertung von bis zu 2 % hervorrufen. Die Richtung und Werte der erzeugten 3D Pedalkräfte an beiden Pedale sind mit denen der Literatur vergleichbar (Boyd et al., 1996; Broker und Gregor, 1990; Davis und Hull, 1981; Ruby et al., 1992). Allerdings hat die verwendete Methode auch Nachteile. Da das Tretlager durch ein unbewegliches Metallstück auf der Kraftmessplatte fixiert ist, um eine erhöhte Messungsgenauigkeit zu gewährleisten, ist die laterale Bewegung des Ergometerrahmens eingeschränkt, auch wenn dieser Effekt in der Literatur nicht gut dokumentiert ist. In dieser Studie wurden auch die cross-talk Messungsfehler nicht korrigiert, wie es Newmiller et al. (1988) getan haben. Trotzdem war der Fehler war unter 2 %. Letztlich wurden die Pedalhebelkräfte nicht in den Gleichungen miteinbezogen, was einen Fehler von bis zu 8 % bedeuten könnte. Trotzdem waren die Messfehler dieser neuen Methode mit der Literatur vergleichbar. Außerdem bietet diese Methode die Möglichkeit, Pedalkraftmessungen ohne spezielle Messpedale, sondern lediglich mit einem normalen Ergometer und einer Kraftmessplatte durchzuführen. Daher bietet diese Methode nun für viele Labors eine Möglichkeit, um Pedalkraftmessungen durchzuführen. 54

NOUVELLES METHODES DE MESURE DE L EFFICACITE DE PEDALAGE Etude II : Nouvelle méthode de mesure sur le terrain des forces appliquées sur les pédales Cette partie a fait l objet de la publication suivante: - STAPELFELDT Björn, MORNIEUX Guillaume, OBERHEIM Rainer, BELLI Alain, GOLLHOFER Albert (2005) A new bicycle instrument for laboratory and field measurements of pedal forces and power output in cycling. International Journal of Sports Medicine soumis (Annexe II)

Etude II : Nouvelle méthode de mesure sur le terrain des forces appliquées sur les pédales INTRODUCTION Comme nous l avons vu en introduction générale et dans notre première étude, la mesure des forces sur les pédales permet notamment l étude de l efficacité de pédalage et ainsi d aborder la performance en cyclisme. Les principaux systèmes de mesure, y compris celui développé dans notre laboratoire et présenté en étude I, ne permettent cependant pas une mesure sur le terrain. Même si certains auteurs ont proposé de placer le cyclo-ergomètre sur un tapis roulant motorisé (Stone et Hull, 1993), les conditions réelles de pédalage ne sont pas atteintes. Les seules études à avoir converti leur système de mesure en outil permettant d explorer les forces appliquées sur les pédale lors du pédalage sur le terrain sont à notre connaissance celles de Alvarez et Vinyolas (1996) et Rowe et al. (1998). Ces méthodes sont essentiellement basées sur une mesure des forces appliquées au niveau des pédales alors que d autres ergomètres, comme nous l avons vu en introduction générale, permettent d obtenir directement la puissance (par exemple le SRM, le Polar S710 ou le PowerTap) sans pouvoir déterminer les forces au niveau des pédales. Le but de cette partie sera donc de développer et valider un nouveau système de mesure permettant de déterminer non seulement les forces appliquées sur les pédales mais également la puissance lors d un exercice de pédalage soit en laboratoire soit sur le terrain. La validation de cette méthode s est faite en partenariat avec l entreprise allemande O-tec développant des capteurs de force (O-tec, Bensheim, Germany). MATERIEL ET METHODES Matériel Les manivelles de l ergomètre SRM (Schoberer Rad Messtechnik, Welldorf, Germany) ont été équipées d un capteur spécifique en bout de celles-ci avec une inclinaison de 12 vers l avant dans les sens de rotation de la manivelle et permettant la fixation de n importe quel type de pédale (figure 19). Chaque capteur a été construit de manière à déterminer les variations de champ magnétique due à une application de force et engendrant le déplacement angulaire (~ 1/1000mm) d un petit aimant en fonction du capteur, selon le principe de Hall. Le montage circulaire spécifique permet de 56

Etude II : Nouvelle méthode de mesure sur le terrain des forces appliquées sur les pédales déterminer la force dans les dimensions radiale et tangentielle au déplacement de la pédale. La masse et les dimensions de ce système de mesure Powertec -System (O-tec, Bensheim, Germany) sont de 230 g et de 10,3 cm / 7 cm / 2,2 cm respectivement. La dureté élevée du matériel de construction (3.4365 AlZnMgCu 1.5) permet une linéarité de ± 1 %. De plus l hystérésis du capteur est 1 %. L alimentation des capteurs est de 5 V. L étendue de mesure de la force est de -500 N à 3500 N. Le capteur analogique/numérique a une résolution d entrée de 12 bit et une tension de sortie de ± 10 V, ce qui permet une résolution du système de 4,3 N. En utilisant la double amplification du signal analogique, la résolution a pu être fixée à 2,15 N. Un capteur magnétique était positionné de manière à détecter le passage de la manivelle au niveau du point mort haut. Les signaux du Powertec -System et du capteur de position était échantillonnés à 500 Hz sans filtrage sur un PC via une carte d acquisition analogique/numérique (National Instrument, USA). force aimant transmitting elements fixation mounted sur at la manivelle crank arm 12 pedal pédale sensor capteur system force for tangetial tangentielle forces geometric centre géométrique rotation de rotation centre capteur sensor system force radiale for radial forces Figure 19. Description schématique du Powertec -System (à gauche). Les composants violets constituent le principe de base du système avec un aimant et un capteur sensible aux variations de position de cet aimant traduisant des variations de forces radiale et tangentielle (effet de Hall). manivelle crank arm new nouvel (virtuell) axe crank (virtuel) arm de manivelle Le Powertec -System monté sur la manivelle droite du SRM (à droite). Les zones bleues dissimulent les capteurs du système situés autour du point de fixation de la pédale. A B 57

Etude II : Nouvelle méthode de mesure sur le terrain des forces appliquées sur les pédales Calcul de la puissance Le couple de force (PT), en Newton mètre (N.m), appliqué au niveau des manivelles a été calculé de la manière suivante : PT = (F E d + F E g) L [38] avec F E d et F E g respectivement les forces tangentielles (N) des pédales droite et gauche et L la longueur de manivelle. La vitesse angulaire (ω) exprimée en radians par seconde (rad.s -1 ) était obtenue à partir de la cadence de pédalage (Pc) définie en révolutions par minute (rpm) et enregistrée par le SRM : ω Pc 60 2 π = [39] avec 2π/60 le rapport permettant de convertir les rpm en rad.s -1. Enfin la puissance (P) exprimée en Watts était calculée comme suit: P = PT ω [40] Evaluations statiques Le système a été calibré en appliquant des masses connues (20 kg, 40 kg, 60 kg) sur les deux pédales dans les dimensions tangentielle (F E ) et radiale (F RAD ). Chaque dimension était testée en traction et en poussée. Les droites de calibration (équivalence en masse d un signal mesuré en Volt) pour chaque pédale et chaque dimension étaient définies afin de calibrer les capteurs du Powertec -System. Les différents tests effectués lors des évaluations statiques étaient les suivants : a) Afin de déterminer la précision et l effet de cross-talk des deux pédales dans les dimensions tangentielles et radiales, le système était chargé jusqu à 60 kg à des angles de manivelle allant de 0 à 360 tous les 45. b) L influence d une force latérale sur la détermination de F E et F RAD, a été évaluée en suivant la même procédure qu en a) avec une masse de 40 kg et en appliquant simultanément une force latérale dont l inclinaison était contrôlée par un inclinomètre. L amplitude de cette force latérale était enregistrée par le biais d un capteur de force piézo-électrique (Kistler type 9311b) calibré au préalable avec une masse de 20 kg. c) La reproductibilité de la mesure a été testée en chargeant et déchargeant 15 fois durant 5 s la pédale droite positionnée à 90, avec une masse de 40 kg. 58

Etude II : Nouvelle méthode de mesure sur le terrain des forces appliquées sur les pédales d) Enfin, l éventuelle dérive du signal a été testée en enregistrant durant 20 minutes les signaux de la pédale droite sans charge positionnée à 90. Les tests b et c ont été réalisés uniquement sur la pédale droite étant donné que les deux pédales du système Powertec -System étaient montées strictement de la même manière, ne permettant pas de penser que des différences entre les 2 pédales puissent exister. Evaluations dynamiques Les forces tangentielle et radiale appliquées sur les deux pédales ont été enregistrées continuellement durant un exercice de pédalage sur l ergomètre SRM. 9 cyclistes élites ont participé à la mesure consistant à réaliser 3 paliers de 3 30 à 3 puissances différentes, i) 150 Watts, ii) 60 % de la puissance maximale aérobie définie lors d un test précédent et enfin iii) 320 Watts. Les caractéristiques physiques de ces sujets étaient 180 ± 6 cm et 68 ± 4 kg. De plus, leur consommation maximale d oxygène était 71 ± 6 ml.min -1.kg -1 et ils parcouraient en moyenne chaque année 20000 ± 4000 km. Afin d explorer une étendue de valeurs de puissance plus importante, deux des sujets ont réalisé un exercice incrémental débutant à une puissance de 75 Watts puis allant de 100 Watts jusqu à 500 Watts avec un incrément de 50 Watts. Chaque palier de puissance durait 2 min et les sujets observaient une récupération de 2 min entre chaque palier. La cadence de pédalage était fixée à 90 rpm pour l ensemble des tests dynamiques et les cyclistes utilisaient leurs propres pédales automatiques. Lors de cet exercice, les signaux de forces étaient enregistrés à 500 Hz. Les données non filtrées étaient moyennées sur 30 révolutions de pédale de manière à obtenir un cycle moyen entre 0 et 360 d angle de manivelle. En parallèle, la puissance était calculée à partir des données de forces au niveau des pédales obtenues par le système Powertec -System et également à partir de l ergomètre SRM. Le signal du système SRM était enregistré sur un PC à une fréquence de 1 Hz. Selon les données du constructeur, la précision du modèle scientifique utilisé dans la présente étude était de ± 0,5 %. D autre part, la précision et la reproductibilité des mesures du SRM ont été jugées satisfaisantes dans la littérature (Gardner et al., 2004 ; Jones et Passfield, 1998). La cadence de pédalage était enregistrée et affichée par le SRM et les investigateurs encourageaient les sujets à maintenir leur cadence constante. 59

Etude II : Nouvelle méthode de mesure sur le terrain des forces appliquées sur les pédales Statistiques La précision du système a été déterminée en analysant la valeur absolue et relative de l erreur de mesure (moyenne, écart type et étendue de valeurs) entre la force appliquée et la force calculée par le Powertec -System durant les évaluations statiques. La dérive était déterminée par la régression linéaire entre la force et le temps écoulé. La précision de mesure de la puissance lors des évaluations dynamiques était analysée, en comparant les valeurs de référence du SRM et celles calculées par le Powertec - System, à partir de la régression linéaire et du coefficient de détermination caractérisant leur relation, puis en comparant les différences versus les moyennes des deux méthodes (Bland et Altman, 1986). RESULTATS Les erreurs moyennes de mesure (a) entre la force appliquée (représentant la valeur normalisée en N) et la valeur calculée par le système pour la pédale et la dimension concernées étaient de 0,22 ± 11,4 N, [étendue: -22,3 N à +25,6 N] correspondant à une erreur relative de 0,87 ± 4,09 %, [-8,01 % à +12,24 %] pour la dimension tangentielle et 4,25 ± 21,6 N, [-52,3 N à + 51,5 N] ou -1,86 ± 6,61 %, [-13,67 % à + 12,24 %] en valeurs relatives pour la dimension radiale. La valeur de cross-talk produite par l application d une force tangentielle sur la force radiale était de ± 6,56 % et celle d une application de force radiale sur la force tangentielle de ± 3,23 %. L influence de l application d une force latérale (b), équivalent à 100 N, sur F E et F RAD était respectivement de 7,77 ± 4,88 N et 6,43 ± 5,12 N ou 2,39 ± 1,5 % et 2,36 ± 1,28 % exprimée en valeurs relatives. La valeur de l erreur dans la reproductibilité de la mesure (c) était donnée par un écart type de ± 0,43 N (étendue 1,49 N) lorsque le capteur était délesté et ± 3,05 N (étendue 9,31 N) lorsqu une masse de 40 kg était appliquée, ce qui correspond dans ce cas de charge à une erreur relative de ± 0,74 % (étendue 2,37 %). La dérive de mesure (d) était de 0,02 N.min -1 aussi bien pour la force tangentielle que radiale. 60

Etude II : Nouvelle méthode de mesure sur le terrain des forces appliquées sur les pédales Les différences de puissance, entre le système Powertec -System et l ergomètre SRM calculées durant le premier test dynamique lors duquel les sujets réalisaient les 3 paliers de puissance, s étendaient de 15,6 W à 10,6 W (ou 6,25 % à 6,41 % en valeurs relatives). L erreur moyenne était de 4,95 ± 4,25 W (ou 2,32 ± 1,95 % en valeurs relatives). Lors du test incrémental, l erreur moyenne était de 5,23 ± 3,76 Watts, [- 3,87 à + 13,5 Watts] ou 1,92 ± 1,04 %, [- 4,27 % à + 2,94 %] en valeurs relatives. La figure 20 ci-dessous caractérise la validité de la méthode en montrant les résultats de la régression linéaire et du test de Bland et Altman. Puissance Powertec - System (Watts) 600 y = = 1.017x 1,02x - 3.4579 3,45 500 Rr 2 2 = = 0.9962 0,99 (p<0.05) ; p < 0,01 400 300 200 100 Différence SRM- Powertec -System (Watts) 15 10 5 0-5 -10-15 moyenne + 2 ET moyenne moyenne 2 ET 0-20 0 0 100 200 300 400 500 600 Puissance SRM (Watts) 100 200 300 400 500 600 Moyenne SRM-Powertec -System (Watts) Figure 20. A gauche : relation entre la puissance déterminée par le Powertec -System et celle définie par la méthode de référence (SRM). La droite en pointillé représente la droite d identité. A droite : test de Bland et Altman avec les limites caractéristiques, à savoir la moyenne et les limites d accord (moyenne ± 2 écarts types (ET)) à l intérieur desquelles se répartissent les différences entre les 2 méthodes. Chaque point correspond à la valeur d un sujet pour les différentes puissances. Cette relation entre les deux méthodes a permis de mettre en évidence une régression linéaire significative (r 2 = 0,99 ; p < 0,01). De plus, le test de Bland et Altman a permis de répartir la grande majorité des valeurs de différences inter-méthodes entre les limites d accord situées à ± 2 écarts types de la moyenne. Les forces appliquées sur les pédales peuvent être classiquement décrites comme suit (figure 21) : la force tangentielle était positive durant la phase descendante de la pédale pour atteindre un maximum pour des angles de manivelle de 90. Durant la phase 61

Etude II : Nouvelle méthode de mesure sur le terrain des forces appliquées sur les pédales ascendante, cette force était principalement négative et engendrait donc une force freinant le mouvement de pédalage, avec une valeur négative maximale aux alentours de 270. La force radiale était principalement positive entre 90 et 270 avec des valeurs pics pour un angle de 135. 500 400 FRAD (N) FE (N) Tangential Force / Fe (N) Radial Force / Fu (N) 300 200 100 0 0 45 90 135 180 225 270 315 360-100 Crank Angle ( ) 400 300 200 100 0 0 45 90 135 180 225 270 315 360-100 -200 Crank Angle ( ) Angle de manivelle ( ) 100W 200W 300W 400W 500W Figure 21. Courbes typiques pour un sujet, des forces tangentielle et radiale appliquées sur la pédale droite lors d une rotation de 100W manivelle à 90 rpm et pour 200W des 300W puissances allant de 100 400W à 500 Watts. F 500W E et F RAD étaient respectivement positives dans le sens de rotation de la manivelle et dans la direction centrifuge. DISCUSSION L erreur de mesure, déterminée lors des évaluations statiques au travers de l ensemble des tests de précision, de cross talk, de reproductibilité et de dérive, fût satisfaisante au regard de l erreur maximale de 1,86 % dans la dimension radiale. Cette erreur reste comparable aux valeurs de la littérature pour des systèmes de mesure des forces sur les pédales (± 5 % ; Broker et Gregor, 1990; Newmiller et al., 1988). L erreur maximale absolue de 4,25 N était comparable avec les données de précision du dynamomètre présenté par Boyd et al. (1996). 62

Etude II : Nouvelle méthode de mesure sur le terrain des forces appliquées sur les pédales Les amplitudes de force étaient également en accord avec les études précédentes pour la force tangentielle (Sanderson et Black, 2003; Sanderson et al., 2000) pour un niveau de puissance similaire. Les différences obtenues étaient en partie dues aux variations inter-individuelles de pattern de pédalage (Gregor et al., 1985). Les erreurs de mesure de puissance étaient faibles au regard des valeurs de référence du système SRM considéré comme l un des Wattmètres les plus précis sur le marché (Jones et Passfield, 1998). De plus, la relation obtenue entre les deux méthodes de mesure de la puissance a permis de mettre en évidence que la mesure par le Powertec - System était non seulement corrélée à celle du SRM (r 2 = 0,99 ; p < 0,01) mais également en accord avec cette dernière (droite d identité) (Bland et Altman, 1986). De plus, la répartition de la majeure partie des valeurs de différences inter-méthodes entre les limites d accord situées à ± 2 écarts types de la moyenne montrait la validité de mesure de cette nouvelle méthode. Cependant cette méthodologie présente certaines limites comme nous l avions vu précédemment en étude I. L absence de mesure de la force médio-latérale appliquée sur la pédale ne permet pas de réaliser une analyse tri-dimensionnelle complète. Même si de faibles forces médio-latérales sont rencontrées dans la littérature lors de la phase de retour (allant jusqu à 20 N ; Boyd et al., 1996; Broker et Gregor, 1990), cette mesure en 2D représente la principale limitation de notre étude. De plus, des erreurs liées au phénomène de cross-talk ne pouvaient être compensées contrairement à certaines études (Boyd et al., 1996; Newmiller et al., 1988). Cependant ce phénomène a été quantifié (± 7%), et même si cet effet représente une erreur importante, cette dernière concernait principalement F RAD car l erreur du au cross-talk était de ± 3% pour sur la force tangentielle ce qui impliquait une faible incidence sur la détermination de la puissance. Enfin, ce système de mesure ne permet pas de déterminer les moments appliqués au niveau des pédales (Boyd et al., 1996) et reste également une limite de l étude. Quoi qu il en soit, les erreurs obtenues avec cette nouvelle méthodologie sont comparables avec la littérature. De plus, cette dernière permet une mesure des forces appliquées sur les pédales et de la puissance en conditions de laboratoire et de terrain, puisqu elle permet d être associée avec l ergomètre mobile SRM. Ainsi le système présenté dans cette étude propose d avantage de possibilités de mesure que les systèmes déjà existants permettant soit une mesure des forces appliquées sur les pédales en 63

Etude II : Nouvelle méthode de mesure sur le terrain des forces appliquées sur les pédales condition de laboratoire (e.g. Boyd et al., 1996 ; Broker et Gregor, 1990 ; Hull et Davis, 1981) ou de terrain (Alvarez et Vinyolas, 1996 ; Rowe et al., 1998), soit une mesure de la puissance en laboratoire et sur le terrain (SRM ou PowerTap). Même si les méthodes mesurant les forces appliquées sur les pédales (présentées ci-dessus) devraient également permettre de calculer la puissance, leurs validité et simplicité de détermination de ce paramètre n ont jamais été présentées dans la littérature. De plus ce système permet l utilisation du matériel (chaussure et pédale) propre à chaque sujet puisque tous les systèmes sont adaptables ce qui évite de réajuster notamment la position du pied sur la pédale voire de perturber le sujet. Dans le futur, la vitesse angulaire pourrait être obtenue à partir d un codeur incrémental permet au système d être indépendant de l ergomètre SRM et notamment de sa faible fréquence d acquisition (1 Hz). Enfin, cet outil envisage une mesure sans modifier les propriétés mécaniques des pédales mais en modifiant légèrement celles des manivelles dont les conséquence sur l inertie sont bien moindres. En conclusion, les possibilités du Powertec -System sont intéressantes dans des perspectives d analyse de la puissance et de la technique de pédalage en conditions de laboratoire mais surtout en conditions réelles de terrain. Grâce à la validation de cette seconde méthode, nous disposons maintenant de deux outils de mesure permettant l évaluation de l efficacité de pédalage en laboratoire et sur le terrain. Ces outils de mesure vont nous permettre maintenant de viser l objectif principal de ce travail évoqué en introduction, à savoir comprendre tout d abord dans quelles mesures l efficacité de pédalage influence le rendement musculaire et par la suite l impact de paramètres tel que le niveau d expertise en cyclisme et le lien pied-pédale sur l efficacité de pédalage. Dans la troisième étude qui suit nous allons utilisé la première méthode afin d analyser en laboratoire le lien qu il existe entre l efficacité de pédalage et le rendement musculaire. 64

Etude II : Nouvelle méthode de mesure sur le terrain des forces appliquées sur les pédales NEW METHODS FOR PEDALLING EFFECTIVENESS MEASUREMENT Study II : New measurements method of the pedals forces in field conditions Introduction As further mentioned in the first study, previous studies analysed pedal forces in one, two and three dimensions, using either strain gauges or piezo-electric elements. However most of these studies have been carried out in laboratory conditions. Therefore, real outside cycling conditions could not be obtained. Most of these systems could be converted to on-road system but few studies realized that (Alvarez and Vinyolas, 1996; Rowe et al., 1998). Moreover using these methodologies need further calculations in order to obtain the power output from the measured pedal forces. On the other hand, other systems (SRM-System, PowerTap) provide power output or total torque for both left and right legs but not pedals force values. The aim of this study was then to develop and validate a new measurement system that allows both pedal forces and power output measurements in both laboratory and field conditions. Material and methods The pedal force measuring device is built on basis of a mechanical construction which is mounted between the crank and the pedal with an 12 forward rotation in reference to the crank. The system determines the magnetic field variations (Hall-Effect) as a result of the angular displacement of a small magnet in respect to a sensor. Due to the specific circular construction of the force transmitting elements the applied force can be divided into a radial and a tangential part. The so-called Powertec -System (O-tec, Bensheim, Germany), allows every pedal systems to be screwed on. In this investigation the Powertec -System was mounted to the cranks of a SRM-Ergometer. The power output could be calculated as the product between the crank torque and the angular velocity of the crank. To test the accuracy and the cross talk of both tangential and radial forces the system was loaded with 20 kg, 40 kg and 60 kg at crank angles from 0 to 360 with steps of 45. Moreover the influence of a lateral force was tested by reproducing this first test while applying a lateral force through a piezo-electric sensor. By consecutively loading and unloading the right pedal with a 40 kg mass during 5 s for 15 times with the crank fixed at 90 crank angle the reproducibility of measurements of the transducers was tested. Finally, with the crank in the 90 position, the signals of the right transducer were sampled after reset for 20 minutes with the system unloaded to evaluate a possible drift of the signal. For the dynamic validation the tangential forces applied on the right and left pedal were recorded continuously during pedalling on a SRM-Ergometer with work loads from 75 up to 500 Watts. 9 male elite riders accomplished this test at 90 rpm. The accuracy of the system was analysed by assessing the relative and absolute errors of force measurements (mean, standard deviation and range of values) and power output measurements when compared to the SRM-System. Moreover, the relationship and agreement between those methods were defined with a regression line and through a Bland and Altman test, respectively. Results The mean percent error was -0.87 ± 4.09 %, [range: -8.01 % to +12.24 %] for the tangential dimension, and -1.86 ± 6.61 %, [-13.67 % to + 12.24 %] for the radial 65

Etude II : Nouvelle méthode de mesure sur le terrain des forces appliquées sur les pédales dimension. The cross-talk produced by tangential force on radial force was ± 6.56 % and that of the radial on tangential force was ± 3.23 %. The influence of a 100 N lateral force on tangential and radial forces was less than 2.5 %. The absolute reproducibility error of the transducers was given by the standard deviation of ± 0.43 N (range 1.49 N) when the transducer was unloaded and ± 3.05 N (range 9.31 N) when it was loaded with 40 kg. The drift was -0.02 N.min -1 for both tangential and radial forces components. During the pedalling test, tangential force was positive during the downstroke phase of the pedal. During the upstroke phase of the pedal, this force was negative and therefore induced a counter movement. The radial force was positive during the second half of the downstroke phase of the pedal and while passing the top dead centre, this force was negative. The mean difference between the calculated power from the Powertec -System and the SRM-System ranged between -4.27 % and + 6.41 %. The relationship between these two methods showed a significant linear regression (r 2 = 0.99 ; p < 0.01). The Bland and Altman plot placed most of the inter-methods differences values between the limits of agreement (± 2 SD from the mean). Discussion The accuracy of the present system was satisfactory when looking at the maximal error of 1.9 % in the radial direction. This error was comparable to the ±5 % error obtained in the literature (e.g. Broker and Gregor, 1990). The orientation and amplitudes of pedals forces were in agreement with previous data reported in the literature for tangential (e.g. Sanderson and Black, 2003) at comparable cadence and power output. Power output was compared to SRM-System because the validity of the SRM-System was already showed (Jones and Passfield, 1998) and the mean percent error was satisfactory. Moreover the regression between the two methods and the Bland and Altman test underlined respectively the relationship and the agreement between these two methods. However this method presented some disadvantages. The lack of medial-lateral pedal force measurement underestimated the non effective pedal force component from the lonely radial force estimation. However this force remains considerably lower than in the two other dimensions and could be assumed to be negligible during the upstroke according to the literature (Broker and Gregor, 1990). Moreover the present system did not resolve the cross-talk whereas some studies did (Newmiller et al., 1988). However the error in the measurements due to that phenomenon was tested and was maximal for radial forces (< ± 7%). Finally, the present system does not take into account the overall loads occurring at the pedal level (i. e. pedals moments) what could be substantial (Boyd et al., 1996). Nevertheless the errors found on force measurements were already comparable to the literature. Moreover the present method offers the possibility for pedal force measurement and power output during both laboratory and field conditions. Moreover this system allowed every pedal system to be screwed on. Finally, the present system could provide power measurement with high sampling frequency, contrarily to the 1 Hz of the SRM-System. To conclude, measurement possibilities provided by the Powertec -System could be useful to further analyse the biomechanics of cycling were pedal forces and power output issues are investigated in laboratory and field conditions. 66

Etude II : Nouvelle méthode de mesure sur le terrain des forces appliquées sur les pédales NEUEN METHODEN ZUR MESSUNG DES WIRKUNGSGRADES IM RADFAHREN Studie II : Neue Methode zur Pedalkraftmessung im Feldtest. Einleitung Wie schon in der ersten Studie beschrieben, wurden in mehrere Studien Pedalkräfte ein-, zwei- oder dreidimensional mit Hilfe von Dehnungsmessstreifen oder piezoelektrischen Elementen gemessen. Der größte Nachteil dieser Methoden liegt in der Unmöglichkeit eines Feldtests. Andererseits können reale Umgebungsbedingungen nicht ins Labor integriert werden. Nur Alvarez und Vinyolas (1996) und Rowe et al. (1998) haben ihre Systeme so gebaut, damit es auch im Feldtest einsetzbar wäre. Diese Methoden benötigen allerdings weitere Berechnungen um die Leistung aufgrund der Pedalkraftmessung zu erhalten. Andere System erzeugen Leistungsdaten im Labor als auch im Feldtest (SRM, PowerTap), können aber nicht die Pedalkräfte messen. Das Ziel dieser Studie war es, eine neue Methode zu entwickeln und zu validieren, welche die Pedalkräfte und Leistungswerte im Labor und Feldtest messen kann. Material und Methoden Dieses System wird zwischen dem Kurbelarm und dem Pedal mit einer 12 Vorwärtsdrehung eingebaut. Es misst die Magnetfeldabweichung (Hall-Effekt) durch einen kleinen Magnet mit entsprechendem Sensor. Durch eine spezifische Konstruktion der kräfteübertragenden Elemente, kann die auftretende Kraft in einen radial und tangentialen Teil aufgeteilt werden. Alle Pedalsysteme können auf das so genannte Powertec -System (O-tec, Bensheim, Germany) geschraubt werden. In dieser Studie wurde es auf den Kurbelarm eines SRM-Ergometers montiert. Die Leistung wurde durch das Produkt zwischen dem Drehmoment und der Winkelgeschwindigkeit des Kurbelarmes berechnet. Um die Genauigkeit und den cross-talk Effekt für die tangentiale und radialen Kräfte zu testen, wurde das System mit 20 kg, 40 kg und 60 kg im Winkel zwischen 0 und 360 in je 45 Schritten beladen. Um den Einfluss einer lateralen Kraft bestimmen zu können, wurde dieser Test noch einmal wiederholt, wobei eine laterale Kraft durch ein piezoelektrisches Element erzeugt wurde. Die Wiederholbarkeit der Methode wurde durch eine 15-malige Belastung des rechten Pedals mit 40 kg über 5 Sekunden getestet, wobei das linke Pedal unbelastet und der Kurbelarm auf der 90 Position fixiert war. Schließlich wurden in dieser Position die unbelasteten Kraftkanäle über 20 min aufgenommen, damit der Shift des Signals beschrieben werden konnte. Für eine dynamische Validierung wurden die tangentialen Kräfte, während einer Belastung auf einem SRM-Ergometer zwischen 75 und 500 Watt, auf der linken und rechten Seite kontinuierlich aufgezeichnet. Hierfür absolvierten 9 männliche Elitefahrer den Test bei mit 90 rpm. Die Genauigkeit des Messsystems wurde durch relative und absolute Messungsfehler beschrieben (Durchschnitt, Standardabweichung und Messbreite) und die Leistungsmessungen wurden mit den Werten des SRM-Ergometers verglichen. Außerdem wurde die Beziehung und die Übereinstimmung von beiden Methoden durch ein Regressionstest und einen Bland und Altman Test getestet. Ergebnisse Der durchschnittliche Fehler betrug 0,87 ± 4,09 %, [-8,01 % bis +12,24 %] für die tangentiale Dimension, und 1,86 ± 6,61 %, [-13,67 % bis + 12,24 %] für die radiale Dimension. Das cross-talk von tangentialer auf radiale Kraft betrug ± 6,56 % und das 67

Etude II : Nouvelle méthode de mesure sur le terrain des forces appliquées sur les pédales von radialer auf tangentiale Kraft betrug ± 3,23 %. Der Einfluss einer lateralen Kraft von 100 N auf tangentiale und radiale Kräfte war weniger als 2,5 %. Der absolute Wiederholbarkeitsfehler wurde durch die Standardabweichung von ± 0,43 N (unbelastet) und ± 3,05 N (bei einer Pedalbelastung mit 40 kg) bestimmt. Das Shift betrug -0.02 N.min -1 für beide Dimensionen. Beim dynamischen Test war die tangentiale Kraft während der Druckphase positiv, während der Hubphase war diese Kraft negativ und erzeugte deshalb einen bremsenden Effekt. Die radiale Kraft war während der zweiten Hälfte der Druckphase positiv und beim Passiern des oberen Todpunkt negativ. Die Unterschied zwischen der Leistung berechnet vom Powertec -System und dem SRM-System betrug zwischen 4,27 % und + 6,41 %. Der Zusammenhang zwischen beiden Methoden zeigte eine lineare Regression (r 2 = 0,99; p < 0,01). Der Bland und Altman Test stellte alle inter-methodischen Unterschied innerhalb der Übereinstimmungsgrenze (±2 Standardabweichung vom Mittelwert) auf. Diskussion Die Genauigkeit der statischen Messungen war zufriedenstellend, wenn man den maximalen Fehler von 1,9 % betrachtet. Dieser Fehler ist mit dem ± 5% Fehler aus der Literatur vergleichbar (z.b. Broker and Gregor, 1990). Auch die Richtung und Werte der tangentialen Pedalkräfte waren zu den in der Literatur beschriebenen Werten vergleichbar (z.b. Sanderson und Black, 2003). Die Leistungsmessungen wurden mit einem SRM-Ergometer verglichen, da dieses Ergometer schon validiert war (Jones und Passfield, 1998). Darüber hinaus unterstreicht die Regression und der Bland und Altman Test den Zusammenhang und die Übereinstimmung zwischen beiden Methoden. Aber dieses neue System hat auch Nachteile. Es misst keine laterale Kraft, wodurch die unbenutzte Kraft unterschätzt wird, da sie nur von der radialen Kraft bestimmt ist. Aber die laterale Kraft ist nicht so groß wie die zwei anderen Kräfte und kann daher folglich der Literatur während der Hubphase vernachlässigt werden (Broker and Gregor, 1990). Des weiteren konnte in dieser Studie der cross-talk Messungsfehler nicht korrigiert werden, wie es Newmiller et al. (1988) taten. Wobei der maximale Fehler betrug unter ± 7 % für die radiale Kraft. Letztlich kann dieses System keine Pedalhebelkräfte messen, was einen beträchtlichen Fehler bedeuten könnte (Boyd et al., 1996). Trotzdem waren die Messfehler dieser neuen Methode mit denen in der Literatur vergleichbar. Außerdem erlaubt dieses System die Pedalkraftmessung mit allen Pedalensystemen im Labor als auch im Feldtest. Schließlich kann dieses System im Vergleich zum SRM-Ergometer, der nur mit 1 Hz messen kann, die Leistung mit einer hohen Messfrequenz messen. Dieses neue Powertec -System ist also für biomechanische Untersuchungen einsetzbar, in denen Pedalkräfte und Leistung im Labor und unter Feldbedingungen bestimmt werden sollen. 68

EFFICACITE DE PEDALAGE ET RENDEMENT MUSCULAIRE Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire Cette partie a fait l objet des publications suivantes: - MORNIEUX Guillaume, ZAMEZIATI Karim, ROUFFET David, BELLI Alain (2002) Proceedings of the 7 th ECSS Congress, Athens (Annexe VII) - MORNIEUX Guillaume, ZAMEZIATI Karim, ROUFFET David, STAPELFELDT Björn, GOLLHOFER Albert, BELLI Alain (2005) Influence of pedalling effectiveness on the inter-individual variations of muscular efficiency in cycling. Isokinetics and Exercise Science Sous Presse (Annexe III) - ZAMEZIATI Karim, MORNIEUX Guillaume, ROUFFET David, BELLI Alain (2005) Relationship between the increase of effectiveness indexes and the increase of muscular efficiency with cycling power. European Journal of Applied Physiology Sous Presse (Annexe IV)

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire INTRODUCTION En cyclisme, il est intéressant de noter qu il existe des variations inter-individuelles de rendement musculaire allant de 0,3 à 2,2 % à des puissances et des cadences de pédalage pourtant identiques (Gaesser et Brooks 1975; Luttrell et Potteiger 2003; Millet et al. 2002; Nickleberry et Brooks 1996) comme l illustre la figure 10 en introduction générale. Des différences inter-individuelles de production de couple de forces au niveau des manivelles ont également été observées dans la littérature (Patterson et Moreno, 1990; Coyle et al., 1991). Ces différences entres les sujets, dans la production de couple de forces positif lors de la phase descendante de la pédale et de couples de force négatif lors de sa phase de remontée, pourraient être reliées aux variations de rendement musculaire. En effet la production de force musculaire est déterminante dans le coût énergétique de la course à pied (Kram, 2000). Ainsi la première hypothèse que nous pourrions émettre serait que la production de couple de forces au niveau de la manivelle, qui pourra être étudiée par le biais du calcul d impulsions angulaires (Sanderson et Black, 2003) est reliée au rendement musculaire. De plus, étant donné que la force radiale ne produit pas de travail mécanique mais nécessite une consommation d énergie métabolique, l efficacité de pédalage devrait être reliée aux variations de rendement musculaire en cyclisme. En effet, Patterson et al. (1983) ont observé une augmentation de la consommation d oxygène liée à une diminution de l efficacité de pédalage. De plus, les valeurs de rendement musculaire inférieures à celles du rendement du muscle isolé (29 % ; Whipp et Wasserman, 1969) ont été expliquées par de l énergie consommée du fait de l application de forces inefficaces (Cavanagh et Kram 1985). Ainsi une seconde hypothèse pourrait être émise, à savoir que les différences inter-individuelles d efficacité de pédalage observées dans d autres études pour une même puissance et cadence de pédalage (Coyle et al. 1991; Patterson et Moreno, 1990 (figure 12) ; Sanderson 1991; Sanderson et Black 2003) pourraient être reliées aux variations de rendement musculaire précédemment décrites. Cependant Lafortune et Cavanagh (1983) n ont trouvé aucune relation significative entre ces deux paramètres (p < 0.1; r = 0.43). Dans leur étude, l efficacité de pédalage était calculée durant un cycle de pédalage complet alors que des index d efficacité de pédalage instantané (Sanderson 1991; Sanderson et Cavanagh 1985) ou calculé uniquement durant la phase descendante de la pédale (Coyle et al. 1991) ont été 70

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire proposés depuis dans la littérature. Cependant, l efficacité de pédalage calculée sur la phase descendante de la pédale n a à notre connaissance encore jamais été reliée au rendement musculaire et nécessite de ce fait d être d avantage explorée. Il est également important de noter que les caractéristiques mécaniques des instruments de mesure pourraient influencer les valeurs de rendement musculaire. Lafortune et Cavanagh (1983) ont par exemple mesuré les forces au niveau des pédales grâce à des capteurs fixés sous les pédales. Ces capteurs, augmentant la masse et l inertie de pédale pourraient induire une altération du pattern de pédalage. Ainsi, il serait pertinent d étudier à nouveau cette relation efficacité de pédalage-rendement musculaire en utilisant une méthodologie ne modifiant pas les dimensions et l inertie des pédales. Enfin, au-delà de la relation inter-individuelle qu il pourrait exister entre l efficacité de pédalage et le rendement musculaire, il serait intéressant d étudier les variations intra-individuelles de ces deux paramètres biomécaniques. En effet, l augmentation de GE et NE avec la puissance a été reportée dans la littérature pour des exercices de pédalage à cadence constante (Gaesser et Brooks 1975; Chavarren et Calbet 1999; Mourot et al. 2004). En effet, Gaesser et Brooks ont reporté que GE et NE augmentaient respectivement de 10 % à 19 % et de 15 % à 22 % lorsque la puissance passait de 33 à 133 Watts. En parallèle, il semblerait que l augmentation de la puissance soit associée à une optimisation de l application des forces étant donné que Patterson et Moreno (1990) ont observé une augmentation de l efficacité de pédalage avec celle de la puissance (cf figure 12 en introduction générale). Cependant, aucune étude n a à notre connaissance relié ces augmentations de rendement musculaire et d efficacité de pédalage lors de l augmentation de la puissance en cyclisme. Les buts de cette étude étaient donc dans un premier temps de mettre en évidence si les différences inter-individuelles de production de couple de forces et d efficacité de pédalage influencent les variations de rendement musculaire en cyclisme observées entre les sujets, et dans un second temps de déterminer si les différences intraindividuelles d efficacité de pédalage influencent les variations du rendement musculaire observées avec l augmentation de la puissance. MATERIEL ET METHODES 71

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire Sujets 10 sujets masculins en bonne santé étaient volontaires pour participer à l étude après avoir donné leur consentement écrit. Leurs valeurs moyennes (écart type) d âge, de masse corporelle, de taille et de V. O 2max étaient respectivement de 24 (2) ans, 70,9 (6,6) kg, 176 (4) cm et 54,1 (7,7) ml.min -1.kg -1. Tous les sujets étaient physiquement entraînés et pouvaient avoir eu une expérience de la compétition en cyclisme. Protocole. ( 2rest La consommation d oxygène au repos VO ) était mesurée durant 5 minutes pendant que les sujets restaient assis sur l ergomètre sans bouger. Cette mesure était suivie d une période d échauffement de 10 minutes réalisée sur le cyclo-ergomètre à une cadence de 80 rpm et à une force de friction n excédant pas 15 N. Après une nouvelle période de 5 minutes de repos, chaque sujet a réalisé une épreuve triangulaire d effort maximal en partant de 100 Watts, et dont l incrément de puissance était de 30 Watts toutes les 5 minutes. La cadence de pédalage était maintenue constante durant l ensemble du test grâce à un métronome. La consommation d oxygène et les forces appliquées sur les pédales étaient enregistrées à 4 30 pendant respectivement 30 et 8 s. Un échantillon de sang était prélevé au bout du doigt afin de déterminer la concentration en lactate en fin d exercice. Le palier de 160 Watts, correspondant à une puissance relative de 59,5 (9,3) % a été analysé afin d étudier les différences inter-individuelles d efficacité de pédalage, de couple de forces et de rendement musculaire, car il correspondait au palier de puissance le plus élevé pour lequel les sujets demeuraient en conditions sous-maximales au regard des valeurs de lactates (Sjödin et Jacobs 1981). L ensemble des autres paliers, où les sujets se situaient dans ces conditions aérobies, a été ensuite étudié afin d analyser la question des différences intra-individuelles d efficacité de pédalage et de rendement musculaire. V. O 2max Matériel Lors du test, les échanges gazeux pulmonaires étaient mesurés au moyen d une chaîne d acquisition automatique (CPX/D, Medical Graphics, St Paul, MN USA). La consommation d oxygène ( V. O 2 en L.min -1 ) et la production de dioxyde de carbone 72

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire ( V. CO2 en L.min -1 ) étaient déterminées à partir de l analyseur de gaz calibré au préalable à l aide de gaz dont les concentrations étaient connues. Le quotient respiratoire (RER) était défini à partir du rapport V CO 2 / VO 2. La concentration sanguine en lactates ([Lactate] en mmol.l -1 ) était déterminée par un analyseur du type YSI 2300 (YSI 2300, Yellow Spring Instrument, Yellow Spring, USA). Le matériel utilisé pour la mesure des forces appliquées sur les pédales consistait en un cyclo-ergomètre monté sur une plate-forme de forces. Cette méthodologie a été décrite précédemment lors de l étude I... Calcul des forces appliquées sur les pédales A partir des forces et des moments en trois dimensions enregistrés aux niveaux de la plate-forme de forces et de la chaîne, et en connaissant les dimensions du système de mesure et l angle instantané (α) de la manivelle par rapport à la position horizontale arrière, les forces en 3D appliquées sur les pédales pouvaient être déterminées en appliquant les 6 équations fondamentales de la dynamique ( Σ F = 0, Σ M = 0) avec une erreur de moins de 4 %. Les détails de ce calcul ont été plus largement décrits dans la première étude. A partir de ces forces en 3D appliquées sur les pédales (i.e. force verticale F V, la force antério-postérieure F A-P et la force médio-latérale F LAT ), il était possible de déterminer la force totale (F TOT ) appliquée sur chaque pédale et l angle (β) entre F TOT et l horizontale. La force efficace (F E ) tangentielle au déplacement de la manivelle et la force radiale (F RAD ) orientée dans le sens de la manivelle étaient définies grâce au lois de la trigonométrie en utilisant F TOT et l angle θ entre F TOT et F RAD obtenu en combinant α et β (figure 22). De plus, la valeur totale inefficace appliquée sur la pédale correspondait donc à la somme de F RAD et F LAT (F RAD+LAT ). 73

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire Fv β F TOT F E β F TOT F LAT α F A-P F RAD θ α A B Figure 22. (A) Détermination de F TOT et de l'angle β à partir des forces verticale (F V ), antéro-postérieure (F A-P ) et médio-latérale (F LAT ). (B) Calcul de F E et F RAD grâce à F TOT et l angle θ obtenu en combinant α et β. La puissance mécanique La puissance produite au niveau du volant d inertie (P en Watt) était déterminée par le produit de la force totale et de la vitesse du volant d inertie : P = (F + F ) V [41] I F avec F F (N) la force de friction, F I (N) la force produite de manière à vaincre l inertie du volant et V (m.s -1 ) la vitesse linéaire d un point en périphérie du volant d inertie déterminée en dérivant son déplacement. Le rendement musculaire Les équations suivantes ont été utilisées afin de déterminer le rendement brut (GE) et le rendement net (NE) pour lequel l énergie dépensée au repos a été soustrait de l énergie totale consommée (Gaesser et Brooks 1975; Stainsby et al. 1980): W ME =. VO 2 E q NE =. (VO 100 W. 100 2 VO2rest ) Eq [42] [43] 74

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire où W représentait le travail mécanique produit (J) mesuré par la bicyclette ergométrique et correspondant au produit entre P et le temps (s), V O2 était la consommation d oxygène (L.min -1 ),. V O était la consommation d oxygène au repos (L.min -1 ) et E q 2rest était l équivalent énergétique d un litre d oxygène en se basant sur la valeur du RER (McArdle et al., 2001).. Données mécaniques Les données mécaniques ont été analysées durant 9 rotations de manivelle consécutives. Afin d étudier les variations inter-individuelles de production de couple de forces au niveau des manivelles, les paramètres suivants furent calculés sur une seconde : les impulsions angulaires (exprimées en N.s) durant une rotation de manivelle (I), durant les phases positives et négatives (I+ et I- respectivement) et lors des phases descendante et montante de la pédale (Idown et Iup respectivement) ont été déterminées à partir de l intégration du couple de forces en fonction du temps. Ces paramètres ont été moyennés sur les deux pédales. Les phases positives et négatives représentaient des valeurs d angle de manivelle pour lesquelles le couple de forces était respectivement positif et négatif. La phase descendante correspondait à des valeurs d angle de manivelle comprises entre le point mort haut (0 ) et le point mort bas (180 ) tandis que la phase ascendante situait des angles de manivelle entre 180 et 360. La figure 23 illustre une courbe typique de la relation entre le couple de forces et l angle de la manivelle permettant d établir les différents calculs précédents. Couple de forces (N.m) 50 I+ droite 40 30 20 10 0-10 I gauche 90 180 270 360 I- droite Angle de manivelle ( ) 75

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire Figure 23. Courbe typique d évolution du couple de forces au niveau de la manivelle droite (courbe grise) et gauche (courbe noire) au cours d une révolution de pédale à 160W et 80 rpm. Exemple de détermination pour I, I+ et I-. Afin d étudier les variations intra-individuelles d application de forces sur les pédales, les paramètres F E et F RAD+LAT furent calculés durant la phase de révolution complète de la pédale et lors des phases descendante et montante de la pédale. Les équations ci-après ont été utilisées afin de définir l efficacité de pédalage comme le pourcentage d impulsion linéaire utilisé afin de générer une impulsion angulaire sur deux intervalles différents, à savoir durant la phase de révolution complète de la pédale (IE 360 ) et durant la phase descendante (IE 180 ) conformément aux travaux de Coyle et al. (1991): IE IE 360 180 0 2π 0 2π FE (θ) dθ 100 FTOT(θ) dθ = [44] π 0 π FE (θ) dθ 0 100 FTOT(θ) dθ = [45] où F E et F TOT était détermines en sommant les composantes des deux pédales pour IE 360 ou correspondait aux composantes de la pédale en phase descendante pour IE 180. Enfin, l efficacité de pédalage durant la phase ascendante (IE ASC ) a été déterminée dans l intervalle [π ; 2π] de la même manière que l équation 45 mais en utilisant les valeurs de F E et F TOT correspondant à la pédale ascendante. Statistique Variations inter-individuelles : le test de corrélation de Pearson a été utilisé pour déterminer le niveau de significativité, à un niveau de puissance de 160 Watts, des relations entre les valeurs d impulsions angulaires (I, I+, I-, Idown et Iup) et V. O 2 d une part et GE et NE d autre part. De plus ce même test a été appliqué aux relations entre l efficacité de pédalage (IE 360, IE 180 ) et V. O 2 d une part et GE et NE d autre part. 76

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire Variations intra-individuelles : le test de corrélation de Pearson a été utilisé pour déterminer le niveau de significativité des relations des valeurs de forces (F E et F RAD+LAT ), de rendement musculaire et d efficacité de pédalage avec la puissance d une part et le niveau de significativité des relations entre GE et NE et l efficacité de pédalage d autre part, ceci pour tous les niveaux de puissance sous-maximaux et pour les différents intervalles de révolution de pédale (révolution entière, pédale descendante et pédale ascendante). Le seuil de significativité pour l ensemble de ces tests a été fixé à p < 0,05. RESULTATS Variations inter-individuelles : les valeurs de moyenne ± écart type de P, RER et [Lactate] étaient respectivement de 161 ± 4,3 Watts, 0,87 ± 0,04 et 3,0 ± 1,2 mmol.l -1. De plus les valeurs de V. O 2, GE et NE, impulsions angulaires (I, I+, I-, Idown et Iup) et d efficacité de pédalage (IE 360, IE 180 ) sont présentées dans le tableau 2. Paramètres métaboliques V. O 2 (L.min -1 ) GE (%) NE (%) Paramètres mécaniques Mean ± SD 2.4 ± 0.1 19.5 ± 1 22.6 ± 1.2 I (N,s) 13,1 ± 0,4 0,24 0-0,12 I+ (N,s) 16,6 ± 1,6 0,23-0,13-0,05 I- (N,s) -3,5 ± 1,4-0,2 0,16 0,02 Idown (N,s) 16,3 ± 1,7 0,21-0,13-0,04 Iup (N,s) -3,2 ± 1,5-0,17 0,16 0,01 IE 360 43,1 ± 4,7-0,21 0,15 0,03 IE 180 70,8 ± 1,5-0,72 0,44 0,7 Tableau 2. Moyenne ± écart type des paramètres mécaniques et métaboliques. Les valeurs présentées dans le cadre représentent la matrice de corrélation pour l ensemble des paramètres (valeurs du coefficient de corrélation r). : relation significative (p < 0,05). 77

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire La matrice de corrélation du tableau 2 met en évidence l absence de relation significative entre les valeurs d impulsions angulaires et V. O 2, et GE ou NE. IE 360 n était pas corrélé avec V. O 2 ou le rendement musculaire alors que IE 180 était négativement et significativement corrélé à V. O 2 (figure 24). De même IE 180 montrait une tendance à être reliée à GE et l était positivement et significativement avec NE (figure 25).. V0 2 (L.min -1 ) 2,7 2,6 2,5 r 2 = 0,51 ; p < 0,05 Figure 24. Relation négative entre V. O 2 et IE 180. 2,4 2,3 2,2 67 68,5 70 71,5 73 IE 180 (%) Rendement musculaire (%) 25 23 NE ; r 2 = 0,49 ; p < 0,05 Figure 25. Relations positives entre GE et IE 180 (triangles gris) et entre NE et IE 180 (cercles noirs). 21 19 GE ; r 2 = 0,19 ; NS 17 67 68,5 70 71,5 73 IE 180 (%) 78

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire Variations intra-individuelles : bien que les résultats concernant les forces appliquées sur les pédales et l efficacité de pédalage aient été obtenus pour tous les paliers de puissance réalisés par les sujets, les valeurs de rendement musculaire n étaient déterminées que pour les paliers sous-maximaux. GE et NE étaient significativement et positivement corrélés à la puissance (r = 0,79 et r = 0,64 respectivement). IE 360 et IE ASC étaient significativement et positivement corrélées avec la puissance (r = 0,8 et r = 0,81 respectivement) contrairement à IE 180 qui n était pas reliée à la puissance (r = 0,02). GE et NE étaient significativement et positivement corrélés avec IE 360 (r = 0,79 et r = 0,66 respectivement ; figure 26) et avec IE ASC (r = 0,66 et r = 0,54). En revanche, GE et NE n étaient pas reliés à IE 180 (r = 0,23 et r = 0,28 respectivement). Rendement musculaire (%) Efficiency (%) 30 26 22 NE ; r 2 = 0,44 ; p < 0,05 18 GE ; r 2 = 0,62 ; p < 0,05 14 Gross:R=0.79; P 0.01 Net :R=0.66; P 0.01 10 10 20 30 40 50 60 70 IE IE 360 (%) 360 (%) A Figure 26. Relation positive et significative entre le rendement musculaire (GE et NE) et IE 360. p < 0,05. Enfin, comme l illustre la figure 27 ci-dessous, l étude de l évolution des forces avec la puissance a permis de déterminer que F E et F RAD+LAT étaient significativement et positivement reliées avec le niveau de puissance durant la phase de révolution totale de pédale (r = 0,99 et r = 0,69 respectivement) de même que durant la phase descendante de la pédale (r = 0,75 et r = 0,86 respectivement). Cependant, même si F E était significativement et positivement corrélé à l augmentation de la puissance durant la phase ascendante de la pédale (r = 0,72), F RAD+LAT ne montrait pas de lien avec cette évolution de puissance (r = 0,2). 79

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire Forces (N) 250 200 150 F E ; r 2 = 0,98 ; p < 0,05 100 F RAD+LAT ; r 2 = 0,48 ; p < 0,05 50 Rad:R=0.69; P 0.01 Lat :R=0.99; P 0.01 0 50 100 150 200 250 300 350 Puissance Power (W) (Watts) Figure 27. Evolution de F E (losanges gris) et F RAD+LAT (losanges blancs) en fonction de la puissance pour l ensemble des paliers réalisés par les sujets, durant la phase de révolution totale de pédale (A), la phase descendante de la pédale (B) et la phase ascendante de la pédale (C). A Forces (N) Forces (N) 250 200 150 100 50 Rad:R=0.86; P 0.01 Lat :R=0.75; P 0.01 0 50 100 150 200 250 300 350 Puissance Power (W) (Watts) 125 100 75 50 25 0-25 -50-75 F E ; r 2 = 0,56 ; p < 0,05 F RAD+LAT ; r 2 = 0,74 ; p < 0,05 F E ; r 2 = 0,52 ; p < 0,05-100 Rad:R=NS Lat :R=0.72; P 0.01-125 50 100 150 200 250 300 350 Power (W) Puissance (Watts) B C DISCUSSION Variations inter-individuelles : La valeur moyenne de GE (19,5 %) était en accord avec les valeurs que l on retrouve dans la littérature pour des puissances et des cadences de pédalage comparables (Böning et al, 1984; Gaesser et Brooks 1975; Nickleberry et Brooks 1996; Sidossis et al, 1992) de même que la valeur de 22,6 % pour NE (Böning et al, 1984; Gaesser et Brooks 1975). Les valeurs d impulsions angulaires étaient conformes à celles présentées par Sanderson et Black (2003) étant donné les différences de puissances imposées. I+ et I- étaient proches de respectivement Idown et Iup, montrant que les couples de forces positif et négatif produits au niveau des manivelles l étaient principalement durant 80

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire respectivement les phases descendante et ascendante lors d un pédalage avec calespieds. De ce fait, l analyse ultérieure portant sur l efficacité de pédalage pourra être simplifiée en ne considérant que les phases descendante et ascendante (et qui représentent de manière assez fidèle les phases propulsive et passive d une révolution de pédale). Etant donné qu aucune relation significative n a été obtenue entre les paramètres. d impulsions angulaires et soit V O2, soit GE ou NE, les différences inter-individuelles de production de couple de forces au niveau des manivelles n expliquent pas les variations de rendement musculaire entre les sujets. Ainsi, les différentes stratégies dans la production d une impulsion angulaire moyenne lors d un cycle de pédalage (c'est-àdire générer plus ou moins d impulsion angulaire durant les phases descendante et. ascendante) ne semble pas influencer V O2 ou le rendement musculaire. Autrement dit, une production supérieure de couple de forces au niveau de la manivelle lors de la phase propulsive n est pas associée à une augmentation de la consommation d oxygène et/ou à une diminution du rendement musculaire lors d un exercice à puissance et cadence de pédalage constantes. La valeur moyenne de IE 360 était en accord avec la littérature pour des puissances et cadences comparables (48 % à 155 W et 60 rpm dans Lafortune et Cavanagh, 1983; 40 % à 200 W et 80 rpm dans Patterson et Moreno, 1990). La valeur moyenne de IE 180 était comparable au 74,8 % obtenus par Coyle et al. (1991) même si la puissance imposée dans la présente étude était inférieure (160 W vs. 330 W). Ces valeurs soulignent que même lorsque le travail mécanique fourni est mesuré de manière très précise par un cycloergomètre (Arsac et al, 1996; Lakomy 1986), une part importante de production de force musculaire reste non mesurée du fait des forces gaspillées au niveau de l interface pied-pédale (c est à dire F RAD+LAT ). Ainsi, à 160 W, environ 29 % de la production de force musculaire n est pas mesurée lors de la phase descendante alors que cette valeur atteint 57% lorsque le cycle de pédalage complet est pris en compte. De ce fait il semble important d évaluer l efficacité de pédalage dans des études portant sur le travail mécanique et le rendement musculaire en cyclisme.. L absence de relation entre IE 360 et V O2 était attendue au regard des résultats de Lafortune et Cavanagh (1983) qui n ont obtenu aucune relation significative entre le rendement net et IE 360 (p < 0,1; r = 0,43). Cependant IE 180 et V O2 étaient. 81

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire significativement reliés laissant supposer que le calcul de cet index d efficacité de pédalage était pertinent. Ces relations pourraient être plus précisément interprétées en analysant les valeurs de rendement musculaire étant donné que ces dernières, par la prise en compte des variations inter-individuelles de puissance et de RER, permettraient d obtenir une meilleure précision que les valeurs de V O2. Ainsi, aucune relation significative entre IE 360 et GE et/ou NE n était obtenue. De ce fait les modifications des propriétés mécaniques des pédales engendrées dans l étude de Lafortune et Cavanagh (1983) n étaient pas la raison de cette absence de relation comme supposé précédemment, étant donné que ces propriétés mécaniques restaient inchangées en utilisant la méthode de la présente étude (étude I). Ainsi, cela sous entend soit que les variations de rendement musculaire ne sont pas reliées à l efficacité de pédalage soit que les paramètres utilisés pour caractériser cette relation ne sont pas pertinents. En effet, les allures typiques des forces appliquées sur les pédales montrent que F E demeurent négative durant la phase de retour de la pédale (Davis et Hull 1981; Patterson et al, 1983; Patterson et Moreno 1990; Sanderson 1991; Sanderson et Black 2003) d autant plus lorsque de simples cales-pieds sont utilisés comme dans cette étude. Ces forces négatives lors de la phase de retour sont considérablement inférieures aux forces exercées lors de la phase descendante. Cependant ces faibles forces ont un impact égal sur le calcul de IE 360 mais certainement pas en terme de conséquences métaboliques et de ce fait au niveau du rendement musculaire (Sanderson 1991). De ce fait, calculer l efficacité de pédalage sur l ensemble d un cycle semble ne pas être pertinent. De plus, lorsque les cyclistes ne tirent pas sur la pédale durant la phase de retour alors une partie de la force générée lors de la phase descendante est utilisée afin de remonter la jambe opposée. En conséquence, la majeure partie de l énergie métabolique est consommée durant cette phase descendante. Il apparaît alors nécessaire de calculer l efficacité de pédalage seulement durant cette phase afin de pouvoir expliquer les différences inter-individuelles de rendement musculaire. Ainsi l efficacité de pédalage, lorsqu elle est calculée sur la phase descendante (IE 180 ) tend à être reliée à GE et est significativement corrélée à NE (figure 25). La différence. de significativité entre les relations IE 180 - V O2 et IE 180 -GE est probablement du au fait que GE tient compte des variations inter-individuelles de puissance et de RER. De plus l étude de NE semble plus adéquate que GE étant donné qu il décrit de manière plus précise le travail métabolique du à l exercice en retranchant l énergie requise au repos.. 82

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire Ceci souligne l influence de F E et F RAD sur le travail métabolique en cyclisme. En fait, lors d un pédalage à puissance et cadence constantes, F E demeurent identique parmi les sujets étant donné que la puissance fournie dépend du couple de forces (déterminé par F E ) et de la vitesse angulaire (calculable à partir de la cadence). En conséquence, c est F RAD+LAT qui explique les différences d efficacité de pédalage et plus ce paramètre est important plus l efficacité de pédalage sera faible. Etant donné que F RAD+LAT représente un gaspillage de forces et de ce fait une consommation d énergie supplémentaire sans intérêt, une plus grande F RAD+LAT conduira également à un plus faible rendement musculaire. Variations intra-individuelles : D une part, l augmentation de GE et NE avec la puissance était en accord avec les études précédentes (Gaesser et Brooks 1975; Chavarren et Calbet 1999; Mourot et al. 2004). D autre part, l augmentation de IE 360 avec la puissance était en accord avec Patterson et Moreno (1990). Ce dernier point est explicable au regard des forces appliquées au niveau des pédales. En effet, les évolutions de forces avec la puissance montraient que les cyclistes tendaient à adopter un pattern de pédalage plus efficace étant donné que F E augmentait avec la puissance dans des proportions plus importantes que F RAD+LAT sur une révolution de pédale complète. Ainsi, il est intéressant de noter qu avec la puissance, ces évolutions parallèles de GE et NE d un côté et IE 360 de l autre étaient significativement reliées. Au regard des forces appliquées sur les pédales, on observe que F E et F RAD+LAT évoluaient de la même manière avec la puissance durant la phase descendante de la pédale ce qui explique que IE 180 soit constant avec la puissance. En revanche, durant la phase de retour, les sujets diminuaient l amplitude de F E ce qui la rendait moins négative (voire même positive pour chez sujets lors des paliers de puissance les plus élevés) alors que la part de force inefficaces restait constante et relativement faible ce qui explique que IE ASC fut moins négative durant la phase ascendante de la pédale. En conséquence, l augmentation de IE 360 se faisait par une moindre part négative de IE ASC, et la relation significative du rendement avec IE 360 était due à une relation significative de IE ASC avec le rendement (r = 0,66 pour GE et r = 0,54 pour NE). Ainsi, les variations de IE ASC semblent expliquer partiellement les variations intraindividuelles de rendement musculaire avec l augmentation de la puissance chez un groupe de cyclistes non spécialistes. 83

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire L amélioration de ces concepts d efficacité de pédalage passerait par la prise en compte uniquement de la composante musculaire dans la production des forces au niveau des pédales afin d affiner la relation avec le rendement musculaire. Pour ce faire, il faudrait disposer d une méthodologie permettant à partir de calcul de dynamique inverse de déterminer la composante non musculaire du à non seulement l effet de la pesanteur mais également du à l inertie des membres inférieurs comme proposé par Kautz et Hull (1993). De plus, il a été montré que la cadence de pédalage (Coast et al, 1986) et la typologie musculaire (Coyle et al, 1992) pouvaient influencer le rendement. Cependant, étant donné que les sujets ne présentaient pas de capacités spécifiques pour l endurance ou le sprint, ces effets étaient limités dans notre étude. En conclusion, cette étude met en évidence que les différences inter-individuelles d efficacité de pédalage, lorsque celle-ci est calculée sur la phase descendante, explique. partiellement les variations de V O2 et de rendement net observées parmi les sujets en cyclisme. Cependant IE 180 teste stable avec la puissance et lorsque cette dernière augmente, les sujets augmentent leur efficacité de pédalage grâce à la phase de retour. Ainsi, IE 360, due à l amélioration de IE ASC, explique partiellement les variations intraindividuelles du rendement musculaire lorsque la puissance augmente. 84

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire Appendice De plus, il a été suggéré que le calcul d efficacité de pédalage devrait tenir compte des différences de coût énergétique entre les contractions musculaires concentriques et isométriques (Patterson et al., 1993). En effet Lewis et al. (1985) ont montré que le coût énergétique d une contraction isométrique était inférieur à celui d une contraction concentrique d un rapport de l ordre de 1,5. Ainsi, un index d efficacité de pédalage «pondéré» pourrait également être étudié afin de mieux comprendre les paramètres mécaniques des variations de rendement musculaire. En assumant que les contractions concentriques et isométriques produisaient respectivement des forces tangentielles et radiales au niveau des pédales, un index d efficacité pondéré était calculé sur une révolution complète (IE BAL360 ) et durant la phase descendante de la pédale (IE BAL180 ) : IE IE 2π (FE (θ) k) dθ 0 BAL360= 100 [46] 2π (FE (θ) k) 2 (FRAD(θ)) 2 (FLAT(θ)) 2 + + dθ 0 π (FE (θ) k) dθ 0 BAL180= 100 [47] π (FE (θ) k) 2 (FRAD(θ)) 2 (FLAT(θ)) 2 + + dθ 0 avec F E, F RAD et F LAT calculés en sommant les composantes des deux pédales pour IE BAL360 et correspondant aux composantes de la pédale en phase descendante pour IE BAL180. k était le rapport entre le coût métabolique d une contraction concentrique et celui d une contraction isométrique. Etant donné que Lewis et al. (1985) ont montré que la consommation d oxygène durant un exercice concentrique était 1,5 fois supérieure à un exercice isométrique, des coefficients k variant entre 1 et 3,5 par pas de 0,1 ont été testés. Ainsi il faut noté que pour un coefficient k de 1, IE BAL correspondait à IE. Aucune relation significative n a été trouvée entre IE BAL360 et le rendement musculaire quelque soit le coefficient k entre 1 et 3,5 utilisé. Les meilleures relations obtenues entre IE BAL180 et GE et NE l ont été pour des coefficients k de 2,9 et 3 respectivement, impliquant des relations positives et significatives (r = 0,61; p < 0,05 et r = 0,87; p < 0,01). Ainsi, la prise en compte du faible coût énergétique d une contraction isométrique par rapport à une contraction concentrique (laissant sous entendre que F E et F RAD ne 85

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire conduisent pas à la même consommation d oxygène), permet de mieux comprendre la relation qu il existe entre l efficacité de pédalage et le rendement musculaire en améliorant les relations IE 180 et GE d une part et NE d autre part précédemment décrites, lorsque des coefficients k de 2,9 et 3 étaient utilisés. Ces coefficients étaient supérieurs au rapport de 1,5 proposé par Lewis et al. (1985) pour une contraction concentrique et isométrique lors d un exercice d extension des jambes. Cependant, ces coefficients pourraient demeurer valides lors d un exercice de pédalage étant donné qu ils se situaient bien en dessous des rapports concentrique/excentrique proposés pour une activité de pédalage (Abbott et al., 1952 ; Asmussen, 1953 ; Knuttgen et al., 1971 ; Pimental et al., 1982). En effet, ces auteurs proposaient, pour des puissances et cadences comparables, des valeurs de rapport allant de 3 à 14. Cependant, l utilisation de cet index sur un cycle entier (IE BAL360 ) n expliquait pas mieux les variations interindividuelles de rendement musculaire au vu des relations trouvées. Cependant, les forces appliquées sur les pédales ne reflètent pas les moments engendrés au niveau des articulations durant tout le cycle de pédalage et particulièrement pendant la phase ascendante de la pédale (Redfield et Hull, 1986). En effet, les contractions musculaires engendrent une application de force sur les pédales par le biais de bras de levier. En conséquence, les contractions isométriques et concentriques ne produisent pas nécessairement respectivement des forces radiales et tangentielles, expliquant l absence de relation entre IE BAL360 et GE et NE. De plus même si IE BAL180 semblait mieux expliquer les variations de rendement musculaire, il est à prendre avec précaution tant il est probable qu il ne soit pas pertinent. En effet, le mouvement de pédalage génère continuellement une action de raccourcissement et d étirement des muscles. De ce fait il n apparaît peut être pas approprié de définir cet index pondéré sur la base de contractions isométriques. Cette étude montre l influence de l efficacité de pédalage sur le rendement musculaire. Il convient donc maintenant de mieux étudier les paramètres pouvant influencer l efficacité de pédalage. Il avait été suggéré, en introduction générale, que le niveau d expertise et le lien pied-pédale puisse influencer l efficacité de pédalage et le rendement musculaire. Ainsi, dans la quatrième et dernière étude, nous verrons l influence de ces deux paramètres. 86

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire RELATIONSHIP BETWEEN PEDALLING EFFECTIVENESS AND MUSCULAR EFFICIENCY Study III : Influence of inter and intra-individual differences in pedalling effectiveness on the muscular efficiency Introduction In cycling, even at a given power output and pedalling rate, inter-individual variations of muscular efficiency exist (e.g. Gaesser and Brooks, 1975). Moreover, inter-individual differences in crank torque production were also reported in the literature (e.g. Patterson and Moreno, 1990) and could be related to the muscular efficiency variations. Furthermore the pedalling effectiveness (Lafortune and Cavanagh, 1983) could also be related to the muscular efficiency variations, but Lafortune and Cavanagh (1983) did not find any significant correlation between these two parameters. However, in their study, cycling effectiveness was assessed during the whole pedal revolution with transducers fixed under the pedals modifying their mechanical properties due to extra weight and inertia. Thus it would be relevant to revisit the pedalling effectivenessmuscular efficiency relationship using a measurement method which does not change dimensions and inertia of the pedals and a pedalling effectiveness calculation during the downstroke phase (Coyle et al., 1991). Moreover it is worth noticing that gross efficiency (GE) and net efficiency (NE) increase with power output increase on the one hand (Gaesser and Brooks, 1975) and that pedalling effectiveness also increase with work rate increase on the other hand (Patterson and Moreno, 1990). However, both parameters were never related. Thus the aim of this study was to clarify if inter-individual differences in both pedalling torque and effectiveness influence the variations of muscular efficiency observed among subjects in cycling and then to determine if intra-individual variations in pedalling effectiveness influence muscular efficiencies variations observe when work rate increase. Material and methods 10 healthy male subjects volunteered to participate to this study. Mean age, body mass, body height and V. O 2max were 24 years, 70.9 kg, 176 cm and 54.1 ml.min -1.kg -1 respectively. They performed an incremental test until exhaustion at 80 rpm starting at 100 Watts with 30 Watts increment every 5 min. O 2 and pedal forces were measured at 4 30 during respectively 30 s and 8 s. The 160 Watts bout was used to analyse interindividual differences. During the test, O 2 was measured using a computerized CPX/D system and 3D pedal forces were calculated using the method described in Study I. From these forces it was possible to assess the total force, the effective force (F E ), the radial force (F RAD ) and lateral force (F LAT ). GE and NE were assessed. Angular impulse during the whole pedal revolution, during the positive and negative phases and during the downstroke and upstroke phases could be assessed as the integration of the torque-time curve. Pedalling effectiveness was assessed as the percentage of the applied linear impulse that was used to generate angular impulse during the whole pedal revolution (IE 360 ), during the downstroke phase (IE 180 ) and during the upstroke phase (IE ASC ). Pearson s correlation coefficient was used to determine the significance (p < 0.05) of the relationships between the mechanical parameters (angular impulse, pedalling V. V. 87

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire effectiveness values and pedal forces) and metabolic parameters ( O 2 and GE and NE) as well as that of the relationships between these parameters and power output. Results Inter-individual: none of the angular impulse values were correlated with neither V. V. V. O 2, GE nor NE. IE 360 was not correlated with neither O 2 nor muscular efficiency while IE 180 was significantly negatively related to V. O 2. Furthermore IE 180 showed a tendency to be related to GE and was significantly positively correlated with NE. Intra-individual: GE and NE were significantly and positively related to IE 360 and IE ASC but not with IE 180. This last parameter was the only one that did not increase with work rate. During the whole pedal revolution F E and the unused force (F RAD+LAT ) increase with power as well as during the dowstroke phase whereas F RAD+LAT did not change during the upstroke phase when work rate was greater while F E increased. Discussion As no significant relationship was found between any angular impulse parameters and neither O 2 nor GE and NE, the inter-individual differences in crank torque production did not explain the muscular efficiency variations among subjects. Then it seems that the different strategies in generating an average angular impulse over a whole pedal revolution (i.e. more or less angular impulse during the downstroke and upstroke V. phases) have no impact on neither O 2 nor on muscular efficiency. The lack of relationship between IE 360 and both V. O 2 and muscular efficiencies could be expected from the data reported by Lafortune and Cavanagh (1983). Therefore the mechanical properties modification of the pedals encountered in this previous study was not the reason for this lack of significance as the pedals mechanical properties remained V. unchanged in the present study. However, IE 180 and O 2 were significantly related and IE 180 tended to be correlated with GE and was significantly related to NE. So it seems to be relevant to assess the pedalling effectiveness only during this downstroke phase in order to explain inter-individual differences in muscular efficiency, as metabolic energy is mainly consumed during high forces of downstroke, whereas typical pattern of pedal forces showed smaller F E on the pedal in the recovery phase. IE 360 increased with power because IE ASC increased while IE 180 remained constant. This phenomenon could be explained by looking at the force values. Indeed, F E increased in greater proportions compared to F RAD+LAT during the whole pedal revolution because F RAD+LAT remained constant with power during the upstroke phase. Finally it is worth noticing that parallel increase in GE and NE on one hand and in IE 360 on the other hand with power are significantly related. Therefore IE 360 partly explained the intraindividual variations of muscular efficiency. To sum up, this study evidenced that, when measured during the downstroke phase, inter-individual differences in pedalling effectiveness could partly explain the variations of O 2 and net efficiency observed among subjects. However, IE 180 remains constant with power increase, whereas IE ASC becomes better. Therefore, IE 360 also increases and partly explains intra-individual muscular efficiency variations when power increases. V. V. 88

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire BEZIEHUNG ZWISCHEN MECHANISCHE WIRKUNGSGRAD UND MUSKULÄRE EFFICIENCY IM RADFAHREN Studie III : Effekt von den inter und intra-individuelle Wirkungsgrade Differenzen auf den muskuläre efficiency Schwankungen. Einleitung Beim radfahren stellt man inter-individuelle Variation von muskuläre efficiency fest (z.b. Gaesser und Brooks, 1975). Außerdem gibt es auch inter-individuelle Differenzen in der Art wie Radfahrer Drehmoment am Pedal erzeugen (z.b. Patterson und Moreno, 1990) und das könnte auf das muskuläre efficiency bezogen werden. Auch der Wirkungsgrad (Lafortune und Cavanagh, 1983) könnte zur muskuläre efficiency einen Zusammenhang erzeugen, aber diese Autors hatten keine signifikante Beziehung zwischen beiden Parameter bekommen. Das Problem in dieser Studie war, dass der Wirkungsgrad auf der ganzen Pedalumdrehung berechnet war mit Sensoren die unter dem Pedal fixiert waren was die mechanische Eigenschaft veränderte (Masse und Beharrungskraft). Deshalb wurde es relevant die Beziehung zwischen dem Wirkungsgrad und der muskuläre efficiency wieder zu untersuchen, mit der Methode (Studie I) die keine Veränderung den Pedalen erzeugt, und mit einer Wirkungsgradberechnung während der Druckphase (Coyle et al., 1991). Dann ist es interessant zu beobachten dass muskuläre efficiency, brutto (GE) und netto (NE) sich mit der Leistung steigern (Gaesser und Brooks, 1975) genau wie der Wirkungsgrad (Patterson und Moreno, 1990). Leider standen diese zwei Parameter bei steigernder Leistung noch nie in Beziehung. Das Ziel dieser Studie war die inter-individuelle Beziehung zwischen ertsens Wirkungsgrad und Pedaldrehmoment und zweitens muskuläre efficiency besser zu verstehen und dann zu bestimmen ob intra-individuelle Wirkungsgradschwankungen die muskuläre efficiency Differenzen während steigernde Leistung erklärt. Materiel und Methoden 10 gesunde Sportler nahmen an in dieser Studie teil. Mittelwert Alter, Masse, Größe und O 2max waren 24 Jahre, 70,9 kg, 176 cm und 54,1 ml.min -1.kg -1. Sie fuhren während einem Stufentest von 100 Watts bis zur Ermüdung mit 80 rpm Rad wobei die V. Leistung jeder 5 min von 30 Watts steigerte. V. O 2 und Pedalkräfte waren beim 4 30 während 30 s und 8 s gemessen. Bei der 160 Watts Stufe wurde die inter-individuelle Analyse verwirklicht. Während dem Test war O 2 danke dem CPX/D Messungssystem bestimmt. Die Methode, welche in der erste Studie beschrieben ist, wurde verwendet um die 3D Pedalkräfte messen zu können. Damit könnte man die effektive Kraft (F E ), die radiale Kraft (F RAD ) und die laterale Kraft (F LAT ) berechnen. GE und NE sind auch berechnet worden. Der winklige Antrieb wurde durch die Integration der Drehmoment-Zeit Kurve kalkuliert, während der ganzen Umdrehung, während den positive und negative Phasen und während den Druck- und Hubphase. Der Wirkungsgrad wurde während der ganze Umdrehung (IE 360 ), während der Druckphase (IE 180 ) und während der Hubphase (IE ASC ) determiniert. Pearson s Korrelation Koeffizient ist benutz worden um die Beziehungen zwischen mechanische Parameter (winklig Antrieb, Wirkungsgrade und Pedalkräfte Werte) und V. metabolische Werte ( O 2 und GE und NE) während inter und intra-individuelle Messungen statistisch zu beschreiben (p < 0,05). V. 89

Etude III : Influence des différences inter et intra-individuelles d efficacité de pédalage sur le rendement musculaire Ergebnisse Keine von den winklig Antriebswerte wurden auf V. O 2 und GE oder NE bezogen. IE 360 wurde nicht mit V. O 2 oder muskuläre efficiency verbunden während IE 180 stellte eine signifikant und negative Beziehung mit V. O 2 dar. Außerdem erzeugt IE 180 eine Tendenz mit GE und zeigte einen Zusammenhang mit NE. GE und NE waren auf IE 360 und IE ASC bezogen (signifikant und positive) aber nicht mit IE 180. Diese war der einzige Parameter der nicht mit der Leistung steigerte. Während der ganzen Pedalumdrehung steigerten F E und die unbenutzte Kraft (F RAD+LAT ) mit der Leistung wie während der Druckphase. Aber F RAD+LAT veränderte sich nicht während der Hubphase aber F E wurde größer mit der Leistung. Diskussion Da keine Beziehung zwischen dem winkligen Antriebsparameter und O 2 oder GE und NE gefunden wurden, könnte man abschließen, dass die inter-individuelle Differenzen in den Drehmomentwerten keinen Einfluss auf den muskuläre efficiency Schwankungen hat. Deshalb kann man keinen optimalen erzeugenden winkligen Antrieb beschreiben. Es war zu erwarten, dass es keine Beziehung zwischen IE 360 und O 2 oder GE und NE geben würde wie Lafortune und Cavanagh (1983) es gefunden hatten. Das zeigt, dass die Veränderung der mechanischen Eigenschaft in ihre Studie keinen Grund für diese abwesende Beziehung war, da diese unverändert in unserer Studie blieben. Aber IE 180 zeigte einen signifikanten Zusammenhang mit V. O 2 und NE, was betonte, dass die Berechnung des Wirkungsgrades während der Druckphase um die inter-individuelle muskuläre efficiency Differenzen zu erklären relevant war, weil die metabolische Energie hauptsächlich wegen den großen Kräften der Druckphase verbrannt sein sollte, im Gegenteil zu den kleinen Pedalkräften der Hubphase. IE 360 steigerte mit der Leistung weil IE ASC auch steigerte während IE 180 konstant blieb. Dies könnte dank den Kräften verständlich sein. Zwar steigerte F E während der ganze Pedalumdrehung mehr als F RAD+LAT weil sie während der Hubphase konstant mit der Leistung blieb. Endlich ist es wichtig zu bemerken, dass die parallele Steigerung mit der Leistung von GE und NE einerseits und IE 360 anderseits auf einander bezogen war. Deshalb kann IE 360 die intra-individuelle muskuläre efficiency Schwankungen erklären. Zum Abschluss zeigt diese Studie, dass die inter-individuelle Differenzen des Wirkungsgrades, wenn der während der Druckphase berechnet ist, die O 2 und NE Schwankungen zwischen den Radfahren teilweise erklären. Aber als IE 180 konstant bleibt mit der Leistung während IE ASC wurde besser, IE 360 wurde auch besser und erklärt teilweise die intra-individuelle muskuläre efficiency Schwankungen wenn die Leistung steigert. V. V. V. 90

EFFICACITE DE PEDALAGE ET RENDEMENT MUSCULAIRE Etude IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme Cette partie a fait l objet des publications suivantes: - STAPELFELDT Björn et MORNIEUX Guillaume (2005) Biomechanik im Radsport. Sportorthopädie und Sporttraumatologie 21, 107-114 (Annexe VI) - MORNIEUX Guillaume, STAPELFELDT Björn, BELLI Alain, GOLLHOFER Albert (2005) Influence of cycling experience and shoe pedal interface on the performance in submaximal cycling. European Journal of Applied Physiology. Prêt pour soumission (Annexe V)

Etude IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme INTRODUCTION Comme il a été vu en introduction générale, Takaishi et al. (1998) ont mis en évidence que les cyclistes sont capables, en comparaison avec des non cyclistes, de plus recruter leurs fléchisseurs du genou lors de la phase ascendante de la pédale et ainsi soulager le stress musculaire des extenseurs du genou lors de la phase descendante. De ce fait, des niveaux moindres de force maximale appliquée sur les pédales sont relevés chez les cyclistes entraînés, pouvant être expliqués par ce meilleur équilibre entre la force développée lors des phases descendante et ascendante de la pédale. Cette activation supérieure des fléchisseurs du genou pendant la phase ascendante permettrait d orienter la force tangentielle dans le sens du déplacement de la manivelle et donc non seulement de réduire la phase négative de cette force, mais également d augmenter l efficacité de pédalage. De plus, ce moindre niveau de force maximale observé chez les cyclistes serait favorable à une recrutement des fibres lentes pouvant impliquer un meilleur rendement musculaire. Cependant, Coyle et al. (1991) et Sanderson (1991) se sont intéressés à l influence du niveau d expertise sur l efficacité de pédalage et il n apparaît pas, au vu des ces études, que l efficacité de pédalage soit reliée au niveau d expertise. D autre part, il a été vu en introduction générale qu il ne semble pas exister de différence de rendement musculaire entre des sujets cyclistes et non cyclistes (Marsh et al., 2000 ; Moseley et al., 2004 ; Nickleberry et Brooks, 1996 ; Stuart et al., 1981). Pourtant, Takaishi et al. (1998) ont trouvé des différences en terme de V. O 2 en faveur des cyclistes élites pour des cadences de pédalage supérieures à 75 rpm. Marsh et al. (2000) tendaient à obtenir des différences significatives de rendement aux alentours de 95 rpm en faveur des cyclistes élites. Enfin, Sanderson et al. (2000) ont montré des patterns d impulsions différents entre des sujets élites et loisirs (voir figure 13 de l introduction générale) et Sanderson (1991) soulignait que des puissances inférieures à 235 W pouvaient être trop faibles pour laisser apparaître des différences d efficacité de pédalage. Ainsi, il se pourrait que le rendement musculaire tout comme l efficacité de pédalage soient influencés par le niveau d expertise lorsque les conditions de pédalage en terme de puissance et de cadence se rapprochent de celles d entraînement. L interface pied-pédale joue nécessairement son rôle dans la performance puisqu elle conditionne la transmission des forces à la bicyclette. Il a notamment été montré que l utilisation de cales-pieds, en comparaison de pédales simples, permettrait 92

Etude IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme d augmenter la participation des fléchisseurs du genou lors de la phase ascendante de la pédale (Ericson et al., 1985 ; Tate et Shierman, 1977). Ces résultats laissent supposer que l utilisation de pédales à cales-pieds permettrait de soulager les extenseurs du genou lors de la phase descendante de la pédale et donc, comme nous l avons vu précédemment, d influencer l efficacité de pédalage et le rendement musculaire. De ce fait, cet effet pourrait être d autant plus prononcé avec des pédales automatiques. Malheureusement, les données sur la pédale automatique sont quant à elles limitées et n arrivent pour l instant pas aux mêmes conclusions (Cruz et Bankoff, 2001). D autre part, le type de pédale semble influencer la consommation d oxygène (Lafortune et Cavanagh, 1983 ; Lavoie et al., 1978) sans pour autant influencer l efficacité de pédalage (Lafortune et Cavanagh, 1983). Cependant, les données à ce sujet sont limitées notamment en ce qui concerne des pédales modernes. Enfin, s il est pertinent de penser qu une augmentation du travail musculaire lors de la phase ascendante de la pédale permettrait d améliorer la performance en réduisant le travail nécessaire lors de la phase descendante, alors il serait intéressant d accentuer ce travail en phase ascendante par l utilisation d un feedback. Cette technique a déjà été utilisé dans la littérature, en projetant, de manière graphique et en temps réel, les valeurs des forces appliquées sur les pédales (Sanderson et Cavanagh, 1990). Le cycliste voyant son pattern de pédalage était alors plus à même de le modifier selon les instructions des expérimentateurs. En utilisant cette technique, Sanderson et Cavanagh (1990) sont parvenus à modifier l application des forces appliquées sur les pédales. Ainsi, dans des conditions de pédalage où la puissance et la cadence sont suffisamment élevées, il est supposé que les cyclistes ont développé un pattern de pédalage qui leur permettrait d équilibrer, durant les phases descendante et ascendante, la force à produire au niveau des pédales, ce qui serait bénéfique pour la performance. La seconde hypothèse est que dans ces conditions de pédalage, l utilisation de pédales automatiques renforcerait ce pattern chez les cyclistes. La troisième hypothèse est que l utilisation d un feedback permettrait aux cyclistes d encore mieux exploiter la phase ascendante de la pédale du fait de leur capacité à mieux activer les fléchisseurs du genou améliorant leur performance. Le but de cette dernière étude sera donc de vérifier ces hypothèses en testant les différences qu il existe entre des sujets cyclistes et des non-cyclistes au niveau du rendement musculaire et de la technique de pédalage. 93

Etude IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme MATERIEL ET METHODES Sujets 8 cyclistes élites (E) et de 7 cyclistes loisirs (L) masculins en bonne santé étaient volontaires pour participer à l étude après avoir donné leur consentement écrit. Les sujets sportifs présentaient une activité sportive régulière sans avoir d expérience particulière en cyclisme et en ayant aucune expérience du pédalage avec des pédales automatiques. Leurs caractéristiques physiques moyennes ± écart type sont présentées dans le tableau ci-dessous : Taille (cm) Masse (kg) PMA (Watts) O 2max (ml.min -1.kg -1 ) V. FCmax (bpm) Entraînement (milliers km) Elite (n=8) 180 ± 6 69 ± 4 457 ± 15 71,4 ± 6,4 183 ± 7 19,6 ± 4,5 Loisir (n=7) 180 ± 4 79 ± 10 387 ± 31 54,5 ± 7 185 ± 9 Tableau 3. Caractéristiques physiques principales (moyenne ± écart) des 2 groupes de sujets. FCmax représente la fréquence cardiaque maximale et PMA désigne la puissance maximale aérobie. Protocole Lors d une première venue au laboratoire, les sujets réalisaient une épreuve triangulaire d effort maximal. Ce protocole débutait par une période d échauffement de 5 minutes à une puissance de 100 Watts à 90 rpm. Ensuite l incrément de la puissance était de 30 Watts toutes les minutes jusqu à ce que le sujet ne puisse plus maintenir la cadence imposée de 90 rpm. Les élites débutaient le test après échauffement à 200 Watts alors que les loisirs commençaient à 130 Watts. Après avoir récupérer, les cyclistes loisirs observaient une période d habituation au pédalage avec des pédales automatiques.. ( 2rest Lors d une seconde venue, la consommation d oxygène au repos VO ) des sujets était mesurée durant 3 30 pendant que les sujets restaient assis sur l ergomètre sans bouger. Après une période d échauffement de 5 minutes à 90 rpm et à 100 Watts, les sujets devaient réaliser une succession d épreuves de 3 30 à 60% de PMA durant lesquelles différentes conditions de pédalage étaient testées. Cette puissance 94

Etude IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme correspondait à 274 ± 9 et 232 ± 18 Watts pour respectivement les élites et les loisirs. Les trois conditions de pédalage consistaient tout d abord en l utilisation de pédales simples sans cales-pieds (Sans cale). Les cyclistes pédalaient alors dans cette condition avec une paire de tennis. La seconde et la dernière conditions voyaient les cyclistes pédaler avec des pédales automatiques (Auto) et enfin dans une condition de pédalage avec pédales automatiques et feedback (Feedback). Les sujets pédalaient normalement de manière à exprimer leur pattern de pédalage lors de la condition sans feedback et devaient suivre les consignes de l expérimentateur lorsque le feedback était proposé consistant en la visualisation de son pattern de pédalage via un feedback de la force tangentielle appliquée sur les pédales. La consigne était la suivante : réussir à générer une force tangentielle positive tout au long du cycle de pédalage (figure 28). TDC A B C sens de rotation BDC Figure 28. Représentation par feedback de la force tangentielle appliquée sur la pédale droite lors de l exercice (courbe rouge). La courbe noire correspondrait à une valeur nulle de la force tangentielle. Ainsi, la force tangentielle était positive uniquement à partir du moment où la courbe rouge était en dehors du cercle noir. Ainsi, lors de la condition de pédalage avec feedback, les sujets devaient amener la courbe rouge au maximum en dehors du cercle noir durant le cycle entier (C). En A, on peut observer l évolution de la force tangentielle lors d un pédalage sans condition particulière et noter la force négative en phase ascendante de la pédale. En B, le sujet élimine les phases négatives en tirant sur la pédale mais compense simplement le poids de sa jambe sans pour autant réellement tracter la pédale dans le dernier quart de la révolution de pédale. TDC et BDC représentent respectivement les points mort haut et bas. Ces trois conditions étaient randomisées et contrebalancées entre les sujets. Lors de ces deux venues les sujets élites utilisaient leur propre matériel (pédales et chaussures) et l ergomètre était réglé selon les cotes de leur bicyclette personnelle. En ce qui concerne les sujets loisirs, le matériel leur était fourni de manière à convenir à leurs 95

Etude IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme caractéristiques physiques, et l ergomètre était réglé par les expérimentateurs de façon à convenir au sujet de la meilleure des façons. La hauteur de selle était par exemple réglée selon la hauteur optimale définie par Nordeen-Snyder (1977). La cadence de pédalage était maintenue constante durant l ensemble du test grâce à son affichage sur un moniteur et aux informations des expérimentateurs. La consommation d oxygène ( enregistrées à 3 pendant 30 s. V. O 2) et les forces appliquées sur la pédale droite étaient Matériel Lors du test, les échanges gazeux pulmonaires étaient mesurés au moyen d une chaîne d acquisition automatique (Oxycon Pro, Erich Jaeger, Germany) validée par l étude de Rietjens et al. (2001). La consommation d oxygène ( V. O 2 en L.min -1 ) était déterminé à partir de l analyseur de gaz calibré au préalable à l aide de gaz dont les concentrations étaient connues. Un cyclo-ergomètre à frein électromagnétique du type SRM (Jones et Passfield, 1998) a été équipé du système de mesure des forces appliquées sur les pédales Powertec -System, décrit et validé précédemment dans l étude II. La position au point mort haut de la pédale gauche était détecté par un capteur magnétique. La longueur de manivelle était de 17,25 cm. Analyse Les signaux des forces appliquées sur la pédale droite et du capteur de position ont été acquis à une fréquence de 1000 Hz via une carte d acquisition analogique/numérique (National Instrument, USA). L ensemble des détails d acquisition et d analyse du signal utilisant le Powertec -System ont été décrits en étude II. La puissance mécanique Le calcul de la puissance développée au niveau des pédales était calculée comme présentée dans l étude II, à savoir en multipliant le couple de forces appliqué sur les pédales par la vitesse angulaire. P = (F E d + F E g) L ω [48] 96

Etude IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme Le rendement musculaire Les équations 42 et 43 présentées dans l étude III ont été utilisées afin de déterminer GE et NE comme respectivement le rapport entre le travail mécanique et le travail métabolique brut, et le rapport entre le travail mécanique et le travail métabolique net. Données mécaniques Les données mécaniques ont été analysées durant 30 rotations de manivelles consécutives sur la pédale droite. Parmi les concepts présentés et développés lors de l étude III, I+, I-, IE 360, IE 180 et IE ASC ont été analysés dans la présente étude. Statistique Un test-t de Student non apparié a été utilisé afin de comparer, entre les deux groupes, les caractéristiques présentées dans le tableau 3 ainsi que la puissance imposée correspondant à 60% de PMA. Une ANOVA à deux facteurs (groupe x pédale) avec mesures répétées sur le facteur pédale a été réalisée afin de déterminer les différences entre les cyclistes élites et loisirs, et entre les trois conditions de pédalage au niveau des différents paramètres mécaniques et métaboliques. Dans le cas où l ANOVA révélait un effet groupe et en même temps et effet pédale et /ou croisé, une ANOVA à un facteur était à nouveau réalisée séparément pour le groupe élite et le groupe loisir avec un posthoc de Scheffé afin de déterminer l influence de chaque condition de pédale au sein des deux groupes de sujet. Le seuil de significativité a été fixé à p < 0,05. RESULTATS Le niveau de puissance imposé aux cyclistes élites était significativement supérieur à celui des cyclistes loisirs (274 vs. 232 Watts ; p < 0,05). Parmi les autres caractéristiques présentes dans le tableau 3, exceptés les kilomètres d entraînement, seules la taille et la FCmax ne présentaient pas de différence significative. Les valeurs moyennes ± écart type des différents paramètres mécaniques (I+, I-, IE 360, IE 180, IE ASC ) et métaboliques ( V. O 2, GE, NE) sont présentées dans le tableau 4. 97

Etude IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme L ANOVA à deux facteurs a révélé un effet groupe pour tous les paramètres mécaniques (I+, I-, IE 360, IE ASC ), excepté IE 180. D autre part, un effet groupe était observé pour V. O 2 et GE mais pas pour NE. L ANOVA à un facteur a quant à elle révélé qu il n y avait pas de différence significative entre la condition Sans cale et la condition Auto pour l ensemble des paramètres mécaniques et métaboliques chez les cyclistes élites, alors que la condition Feedback augmentait significativement IE 180 et V. O 2 et diminuait de manière significative I+, I-, IE 360, IE ASC, GE et NE. Chez les sujets loisirs, les mêmes résultats étaient retrouvés concernant la condition Auto par rapport à celle Sans cale. De même que chez les sujets élites, la condition Feedback engendrait le même effet chez les cyclistes loisirs en ce qui concerne les paramètres mécaniques. En revanche, aucune influence de cette condition de pédale n était notée sur les paramètres métaboliques. L influence de cette condition Feedback est annotée dans le tableau 4. I+ (N.s) I- (N.s) Sans cale Auto Feedback Sans cale Auto Feedback E L 24,3 24,2 22,1-3,4-2,9-1,4 ± 1,3 ± 1,7 ± 1,8 ± 1,1 ± 1,2 ± 0,6 22,3 22,3 19,8-4,7-5 -3 ± 2,2 ± 1,9 ± 2 ± 2 ± 2,2 ± 1,5 IE 360 (%) IE 180 (%) IE ASC (%) Sans cale Auto Feedback Sans cale Auto Feedback Sans cale Auto Feedback E L 47,4 49,7 59,7 71,6 72,4 76,3-28,1-21,1 2,4 ± 4,5 ± 6,5 ± 7,6 ± 0,6 ± 2,4 ± 2,6 ± 6,5 ± 13 ± 14,1 40,2 39,5 50,7 69,4 68,9 79,7-34,9-37,1-17,3 ± 6,2 ± 6,7 ± 5,9 ± 1,6 ± 1,8 ± 7,2 ± 7,5 ± 9 ± 13,2 98

Etude IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme V. O 2 (L.min -1 ) GE (%) NE (%) Sans cale Auto Feedback Sans cale Auto Feedback Sans cale Auto Feedback E L 3,5 3,4 3,7 23,2 23,6 21,4 26,2 26,7 24 ± 0,3 ± 0,3 ± 0,2 ± 1,9 ± 1,9 ± 0,8 ± 2,4 ± 1,8 ± 1,2 3,1 3,1 3,2 21,2 21,4 21 24,9 25,1 24,5 ± 0,3 ± 0,2 ± 0,3 ± 0,8 ± 1 ± 0,7 ± 2,1 ± 2,2 ± 2,5 Tableau 4. Influence de la condition de pédalage sur les différents paramètres mécaniques et métaboliques pour les cyclistes élites (E) et loisirs (L). : Feedback significativement différent de Sans cale et Auto, p < 0,05. Si l on se concentre sur la condition Feedback et que nous la comparons à la condition Auto, on s aperçoit que les cyclistes élites tout comme les cyclistes loisirs diminuaient I- d environ 44 % et également I+ de respectivement 9 et 12 %. Ces variations d impulsions traduisent en quelque sorte ce que l on peut observer sur la figure 29. En effet, on s aperçoit que la condition Feedback permet de complètement changer le pattern d application de F E et ainsi de diminuer F E lors des phases ascendante et descendante de la pédale. F E est plus longtemps positive chez les élites et la part négative aux alentours de 270 est plus faible (< 25 N). De plus, cette figure traduit également bien l absence de différence significative, évoquée précédemment, au niveau des impulsions entre les conditions Sans cale et Auto pour les 2 populations. 99

Etude IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme F E (N) 300 Elites 200 100 Sans cale Auto Feedback 0 Angle de manivelle ( ) 90 180 270 360-100 300 200 100 Loisirs Figure 29. Evolutions de F E (droite) moyenne de tous les sujets au cours d un cycle de pédalage pour les 3 conditions de lien pied-pédale chez les cyclistes élites et loisirs. 0 90 180 270 360-100 De plus, la condition Feedback engendrait une augmentation significative de IE 180 de 5,5 % chez les cyclistes élites et de 16 % chez les loisirs. L augmentation de IE 360 était de 22 et 32 % et la diminution de IE ASC représentait 86 et 57 % pour respectivement les cyclistes élites et loisirs. En ce qui concerne les paramètres métaboliques, la condition Feedback augmentait de 8,1 et 3,3 % V. O 2 chez respectivement E et L et diminuait GE (8,2 % pour E et 2,9 % pour L) et NE (9 % pour E et 3,3 % pour L). Discussion Les valeurs moyennes de GE et NE étaient en accord avec les valeurs que l on retrouve dans la littérature pour des puissances et des cadences de pédalage 100

Etude IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme comparables (Böning et al, 1984). Les valeurs d impulsions angulaires étaient conformes à celles présentées par Sanderson et Black (2003) étant donné les différences de puissances imposées. Les valeurs moyennes de IE 360 étaient en accord avec la littérature pour des puissances et cadences comparables (Lafortune et Cavanagh, 1983; Patterson et Moreno, 1990 ; Sanderson, 1991) de même que celles de IE 180 (Coyle et al., 1991). Effet groupe : La différence significative de puissance imposée aux deux groupes de sujets expliquait non seulement les différences significatives de I+ et I-, mais également celles de IE 360 et IE ASC étant donné qu il a été démontré en étude III que ces deux paramètres augmentaient de manière significative avec la puissance (moins négatif en ce qui concerne IE ASC ). De même, l étude III avait montré que IE 180 n était pas sensible aux variations de puissance ce qui explique l absence de différence de IE 180 entre les deux groupes malgré une puissance significativement supérieure chez les cyclistes élites. D autre part, ce pédalage à 60 % PMA a fait ressortir un V. O 2 supérieur chez les cyclistes élites du fait d une puissance et d une V. O 2max significativement supérieures. En revanche, malgré que NE n ait montré aucune différence, GE était significativement plus élevé chez les cyclistes élites, alors que Nickleberry et Brooks (1996) n avaient pas trouvé de différences significatives entre ces deux populations lors d un pédalage à 75 % PMA (puissances absolues de 258 et 210 Watts pour respectivement leurs populations élites et loisirs) et à 80 rpm. Ainsi, même s il reste difficile de comparer les résultats des paramètres mécaniques du fait de la différence de puissance, ce résultat laisse à penser que le niveau d expertise pourrait avoir un effet sur le rendement musculaire et donc sur la performance lorsque la puissance et la cadence de pédalage sont suffisamment élevées contrairement aux conclusions de Marsh et al. (2000), Moseley et al. (2004) et Nickleberry et Brooks (1996). Effet pédale : Pédale automatique : En l absence de différences significatives entre la condition Sans cale et Auto chez les deux groupes de cyclistes, et ceci que ce soit en ce qui concerne les paramètres mécaniques ou métaboliques, il peut être conclu que l utilisation d une pédale 101

Etude IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme automatique n influence pas la performance lors d un effort sous maximal. Ainsi, si des différences de recrutement musculaire devaient avoir eu lieu (Cruz et Bankoff, 2001 ; Ericson et al., 1985 ; Tate et Shierman, 1977) grâce à l utilisation d une pédale automatique, alors celles-ci ne semblent pas induire de variations de la technique de pédalage et du rendement musculaire. D autre part, ce résultat diffère de celui de Lafortune et Cavanagh (1983), qui comparaient cependant des pédales sans cale dont les matériaux semblent obsolètes. Ainsi, il ne semble pas évident que la pédale automatique permette de modifier le pattern de pédalage de la phase ascendante de la pédale au profit d un soulagement de la pédale descendante engendrant un bénéfice pour la performance comme le laissait suggérer Takaishi et al. (1998). De plus, les cyclistes élites ne semblent pas plus à même de tirer profit de ce supposé avantage de la pédale automatique. Feedback : La condition Feedback permettait effectivement de diminuer l impulsion lors de la phase ascendante de la pédale tout en réduisant celle de la pédale descendante comme le montre la figure 29. Il est intéressant de noter que cette condition modifiait significativement l ensemble des paramètres mécaniques chez les cyclistes élites et loisirs mais seuls les paramètres métaboliques des sujets élites étaient altérés. Ainsi, l impact de l utilisation d un feedback sur l application des forces sur les pédales rencontré dans l étude de Sanderson et Cavanagh (1990) semble donc être confirmé. Cependant, en admettant que I+ et I- représentent approximativement les phases descendante et ascendante de la pédale, on s aperçoit qu un important effort lors de la phase de retour (44 % de variation de I-) ne modifie pas dans les mêmes proportions l impulsion de la phase descendante (9 à 12 %). Ainsi, cette diminution de I- se traduit par un travail musculaire supérieur lors de la phase ascendante qui ne permet pas aux groupes musculaires impliqués lors de la phase descendante d être soulagés dans les mêmes proportions. De ce fait, même si d un côté IE 180 était significativement amélioré, laissant penser à un meilleur rendement musculaire (étude III), le coût métabolique d une amélioration de IE ASC laisse penser quant à lui à une altération du rendement musculaire si l on considère l effort musculaire généré pour rendre positif IE ASC (chez les cyclistes élites). Ainsi, le gain engendré au niveau de l efficacité de pédalage chez les élites lors de la condition Feedback se ferait au détriment du rendement musculaire contrairement aux 102

Etude IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme sujets loisirs qui parviennent à modifier leur technique de pédalage en augmentant notamment sensiblement IE 180 (16 % contre 5 % chez les élites) sans pour autant altérer leur rendement musculaire. Ainsi, il serait pertinent d exploiter ce résultat dans une optique de diminution de l effet fatigue sur l efficacité de pédalage (Sanderson et Black, 2003), ou d apprentissage de ce nouveau pattern de pédalage afin d éventuellement y associer une amélioration du rendement musculaire. En revanche, cette modification du pattern de pédalage chez les cyclistes élites apparaît comme néfaste pour le rendement musculaire. Il se pourrait que ces derniers soient plus sensibles à ces modifications du fait d un pattern de pédalage bien ancré et cela depuis des années. Quoi qu il en soit, même si cette condition Feedback ne fût pas intéressante en terme de rendement, il n en demeure pas moins qu un bénéfice au niveau musculaire puisse être retiré en soulageant les extenseurs du genou ce qui pourrait alors s avérer bénéfique en terme de fatigabilité musculaire. Ainsi, le niveau d expertise semble pouvoir influencer la performance au vu des différences de GE mais nécessite de plus amples recherches, notamment à des puissances absolues identiques pour les deux groupes afin de comparer les paramètres mécaniques et de réellement étudier l hypothèse de Takaishi et al. (1998). Le lien piedpédale semble quant à lui ne pas avoir de réelle influence sur le rendement musculaire ou l efficacité de pédalage lorsque l on compare des pédales modernes (sans cale vs. automatique). Lorsque la condition de pédalage permet une modification exagérée de la technique de pédalage, alors il apparaît que les cyclistes élites sont plus sensibles à ces altérations comme le souligne leur moins bon rendement musculaire. Enfin, l utilisation du feedback pourrait s avérer une bonne technique d entraînement afin d améliorer l efficacité de pédalage et pourquoi le rendement musculaire chez des sujets dont le pattern de pédalage n est pas encore complètement ancré. 103

Etude IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme RELATIONSHIP BETWEEN PEDALLING EFFECTIVENESS AND MUSCULAR EFFICIENCY Study IV : Influence of the shoe-pedal interface and the cycling experience on the performance in cycling Introduction In cycling, elite riders seem to be able to recruit knee flexors muscles in a larger manner than recreational cyclists during the upstroke phase of the pedal (Takaishi et al., 1998). Therefore, lower force pedal levels could be measured during the downstroke phase in this study in the elite group what could explain the lower O 2 observed in this group at 200 Watts and for cadence above 75 rpm. Despite this finding, cycling experience was found to have no influence on neither pedalling effectiveness (Sanderson, 1991) nor on muscular efficiency (Nickleberry and Brooks, 1996). However, the lower O 2 in the elite group observed by Takaishi et al. (1998) as well as the different pedalling impulses between elite and recreational cyclists observed by Sanderson et al. (2000) could let supposed that both muscular efficiency and pedalling effectiveness are influenced by rider experience when cycling conditions (power and cadence) are close to training conditions. Shoe-pedal interface should influence forces transmission to the pedals but was not extensively studied and it is still unclear if clipless allows to actively pull on the pedal during the upstroke phase of the pedal (Cruz and Bankoff, 2001). If that would be the case, the use of this kind of pedal could increase knee flexors recruitment what could have an impact on O 2 at least in the elite cyclists as hypothesised by Takaishi et al. (1998). However, literature about the effect of the pedal type on V. O 2 provide no information about clipless. Finally, if Takaishi s hypothesis would be relevant, the use of feedback (Sanderson and Cavanagh, 1990) could be useful to increase muscular activity during the upstroke in order to reduce pedal forces during the downstroke phase. The aim of this study was to determine if cycling experience and shoe-pedal interface influence pedalling effectiveness and muscular efficiency during pedalling conditions close to that encountered during training. Furthermore the influence on the performance of pulling on the pedal during the upstroke phase was tested. V. Material and methods 8 elite (E) and 7 recreational (R) cyclists volunteered to participate to this study. Mean body mass, maximal aerobic power (MAP) and O 2max for E vs R were 69 vs 79 kg, 457 vs 387 Watts and 71.4 vs 54.5 ml.min -1.kg -1 respectively. They performed a 3 30 pedalling bout at 60% MAP at 90 rpm under 3 randomised pedalling conditions, i.e. without toe clip, with clipless and with clipless using feedback. This last condition allowed cyclist to pull on the pedal during the upstroke phase. were measured at 3 during 30 s. V. V. V. V. O 2 and pedal forces During the test, O 2 was measured using a computerized Oxycon system and pedal forces were calculated using the method described in Study II. GE, NE and angular impulse during the positive (I+) and negative (I-) phases, as the integration of the torque-time curve, were assessed. Pedalling effectiveness was defined as the percentage of the applied linear impulse that was used to generate angular impulse during the V. 104

Etude IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme whole pedal revolution (IE 360 ), during the downstroke phase (IE 180 ) and during the upstroke phase (IE ASC ). A two-way ANOVA (subject x pedal) with repeated measurements on pedal conditions was used to determine the significance (p < 0.05) of the influence of cycling experience and pedal conditions on mechanical and metabolic parameters. Scheffe post-hoc test was performed to test the influence of each pedal condition. Results I+ and IE 360 were significantly higher in E, while this group presented significant lower values in I- and IE ASC. Moreover, E showed higher O 2 and NE values. No effect of the clipless condition was found compared to the pedal without toe clip for both E and R. However, feedback condition increased IE 180 and V. O 2 and decreased I+, I-, IE 360, IE ASC, GE and NE in E, while the same influence was observed in R for mechanical parameters while no effect was obtained on the metabolic one. Discussion As subjects pedalled at 60% PMA, it was not surprising to find these differences between groups concerning the mechanical parameters according to the power discrepancies as discussed in Study III. However, even if an higher O 2 in E was obvious according to their higher power output, the higher NE observed in this group showed that cycling experience could have an influence on the muscular efficiency. This result was different from that found by Nickleberry and Brooks (1996) but the power and cadence set for elite riders (258 Watts and 80 rpm respectively) could be to far from training conditions. As the clipless use did not modify neither mechanical nor metabolic parameters, it could be concluded that clipless do not influence performance during submaximal cycling. Moreover, if this pedal condition would allow E to better recruit knee flexors as supposed by Takaishi et al. (1998), then that seems not being related to pedalling effectiveness and muscular efficiency. Feedback condition allowed to modify impulses substantially. Indeed, the lower I- induced lower I+ what could generate lower muscular stress during the downstroke phase. Moreover, the pedalling effectiveness improvement could be related to a better muscular efficiency (Study III) and compensate the V. O 2 increase due to actively pull on the pedal during the upstroke phase. Thus it is interesting to see that when R cycled with feedback, benefits were involved according to less muscular stress and better pedalling effectiveness without lowering the muscular efficiency. However, even if less muscular stress could be supposed from less I+ observed in E, the feedback also induced a muscular efficiency impairment. As elite cyclists are used to a particular cycling pattern, the changes occurring owing to the feedback would certainly influence in a to big manner their pattern what could be an explanation for this lower muscular efficiency. The cycling experience might have an influence on the muscular efficiency when cycling at power and cadence are close to training conditions but further research at comparable absolute power should be done in order to compare mechanical parameters between E and R cyclists. Then clipless seems not having an effect on performance. Finally, an excessive increase of the muscular activity during the upstroke phase seems to be interesting for R cyclists if they could be habituated and trained to this pedalling condition. V. V. 105

Etude IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme BEZIEHUNG ZWISCHEN WIRKUNGSGRAD UND MUSCULAR EFFICIENCY BEIM RADFAHREN Studie IV : Einfluss der Schuh-Pedal-Verbindung und Radfahr-Erfahrung die muscular efficiency und Wirkungsgrad beim Radfahren. Einleitung Beim Radfahren können Elitefahrer ihre Knie-Flexoren während der Hubphase besser als Freizeitfahrer aktivieren (Takaishi et al., 1998). Damit benötigen sie weniger Kraft während der Druckphase, was die geringere O 2 für diese Gruppe bei 200 Watt und bei einer Trittfrequenz über 75 U/min erklären könnte. Leider hat Sanderson (1991) keinen Einfluss Radfahr-Erfahrung hinsichtlich des Wirkungsgrades gefunden ebenso wenig wie Nickleberry und Marsh (1996) hinsichtlich der muscular efficiency. Demgegenüber scheinen die niedrigste O 2 gemessen in der Elitegruppe von Takaishi et al. (1998) und die Differenz zwischen Elite und Freizeitfahrer hinsichtlich des Vortriebs (Sanderson et al., 2000) zu zeigen, dass muscular efficiency und der Wirkungsgrad von der Radfahr- Erfahrung beeinflusst sind wenn Trittbedingungen (Leistung und Trittfrequenz) vergleichbar mit denen im Training sind. Die Schuh-Pedal-Verbindung sollte eigentlich die Pedalkräfte beeinflussen war aber bisher nicht Thema einer Studie und deshalb bleibt es noch unklar ob Klickpedale einen besseren Zug während der Hubphase erlauben (Cruz und Bankoff, 2001). Ein verstärkter Einsatz der Kniebeuger bei Verwendung einer festen Schuh-Pedal- V. Verbindung könnte einen Effekt auf die O 2 haben wie Takaishi et al. (1998) es vorgestellt hatte (zu mindestens in einer Gruppe von Elitefahrern). Bisher war die V. Wirkung von Klickpedalen auf die O 2 nicht Thema in der Literatur. Es wäre daher interessant die Feedback Methode zu verwenden (Sanderson und Cavanagh, 1990), damit Kniebeugermuskeln während der Hubphase besser beansprucht werden können, was die erzeugende Pedalkräfte während der Druckphase verringern wurde. Das Ziel dieser Studie war zu untersuchen, ob die Schuh-Pedal-Verbindung und die Radfahr-Erfahrung einen Einfluss auf den Wirkungsgrad und muscular efficiency haben, wenn die Untersuchungsbedingungen vergleichbar mit den im Training üblicherweise gewählten Bedingungen sind. Außerdem wurde der Einfluss eine richtige Zugphase auf die Tritttechnik getestet. V. Material und Methoden 8 Elite (E) und 7 Freizeitfahrer (R) nahmen an in dieser Studie teil. Der Mittelwert für das Körpergewicht, die maximale aerobe Leistung (MAP) und die O 2max für E vs R waren 69 vs 79 kg, 457 vs 387 Watts and 71,4 vs 54,5 ml.min -1.kg -1. Beide Gruppen absolvierten eine Belastung von 3 30 Dauer mit 60% MAP und einer Trittfrequenz von 90 U/min unter drei randomisierten Bedingungen, d.h. ohne feste Schuh-Pedal- Verbindung, mit Klickpedalen und schließlich mit Klickpedalen und Feedback. Diese letzte Bedingung animiert den Radfahrer, eine richtige Zugphase zu erzeugen. O 2 und Pedalkräfte wurden von der 3 ab über 30 s gemessen. Die V. O 2 wurde mit einem Oxycon Pro gemessen. Die Pedalkräfte sind wie in der Studie II beschrieben erfasst und GE und NE sind in Folge berechnet worden. Der Vortrieb wurde durch die Integration der Drehmoment-Zeit Kurve in folgenden Phasen des Kurbelzyklus bestimmt: I, I+ und I-. IE 360, IE 180 und IE ASC wurden berechnet. V. V. V. 106

Etude IV : Influence du type de pédale et du niveau d expertise sur la performance en cyclisme Eine ANOVA mit zwei Faktoren (Proband x Pedal) Messwiederholung bezogen auf die Pedalbedingung wurde verwendet, um den Einfluss der Schuh-Pedal Verbindung und der Radfahr-Erfahrung auf die mechanischen und metabolischen Parameter zu bestimmen (p < 0,05). Danach wurde der Effekt der Pedalbedingung mit einem Scheffe post-hoc getestet. Ergebnisse I+ und IE 360 waren höher in der E Gruppe, aber diese hatte signifikante niedrige I- und IE ASC. Außerdem war O 2 und NE Werte bei E höher. Es zeigte sich kein Effekt durch unterschiedliche Pedal-Bedingung bei keiner der Gruppen. Durch Feedback ergaben V. sich höhere IE 180 und O 2 Werte und niedrige I+, I-, IE 360, IE ASC, GE and NE in der E Gruppe. Der gleiche Einfluss war in der R Gruppe für die mechanischen Parameter zu finden während kein Effekt bei den metabolischen Werten zu finden war. V. Diskussion Als Probanden mit einer Leistung von 60% PMA Rad fuhren war es zu erwarten, dass es Unterschied in den mechanischen Parameter wegen Leistung Differenz geben wurde, wie es schon in der dritte Studie diskutiert wurde. Die höhere NE in der E Gruppe könnte im Sinne eines Einflusses der Radfahr-Erfahrung auf die muscular efficiency gedeutet werden. In der Literatur finden sich hierzu unterschiedliche Ergebnisse (Nickleberry und Brooks, 1996), die aber darauf zurückzuführen sind, dass die Leistung und Trittfrequenz weniger als Trainingsbedingungen waren (258 Watts und 80 U/min). Da es keinen Effekt der Pedalverbindung hinsichtlich der mechanischen und metabolischen Parameter gab, könnte man annehmen, dass die Wahl der Pedalverbindung keinen Einfluss auf die Pedalkräfte während submaximaler Intensitäten hat. Das heißt, wenn die Kniebeugermuskeln tatsächlich mit Klickpedalen besser aktiviert werden (Takaishi et al., 1998) macht sich dies nicht im Wirkungsgrad oder der muscular efficiency bemerkbar. Durch Feedback konnte das Drehmoment verändert werden. Tatsächlich ging ein niedriges I- mit einem geringeren I+ einher, was weniger muskulären Stress während der Druckphase bedeuten könnte. Außerdem könnte die Verbesserung des Wirkungsgrads in Bezug gesetzt werden zu einer besseren muscular efficiency wie es in der Studie III diskutiert war. Das könnte sich auf die O 2 in der Hubphase auswirken falls die Zugbewegung eine höhere V. O 2 erzeugen würde. Feedback hat sich für die R Gruppe positiv ausgewirkt, weil eine Verbesserung des Wirkungsgrades ohne Verschlechterung des muscular efficiency gemessen worden war. Im parallel Fall war diese Bedingung nicht so interessant für die E Gruppe zumal sie auch einen besseren Wirkungsgrad aber mit einem schlechteren muscular efficiency hatte. Möglicherweise war das Feedback bei der E Gruppe zu stressig (im Vergleich zu ihrem normalen Bewegungsablauf), was die Verschlechterung des muscular efficiency erklären könnte. Zusammenfassend ergibt sich, dass Radfahr-Erfahrung einen Einfluss auf die muscular efficiency haben könnte wenn die Radbedingungen vergleichbar mit Trainingsbedingungen sind (d.h. Trittfrequenz und Leistung) aber um hier eine klare Aussage zu erhalten müssen noch weitere Studien mit der gleichen Leistung für beide Gruppen durchgeführt werden. Die Schuh-Pedal-Verbindung scheint keinen Einfluss auf die Leistung zu haben. Letztlich könnte eine größere Aktivierung der Muskeln während der Hubphase für Freizeitfahrer interessant sein wenn sie sich daran gewöhnen und trainieren könnten. V. 107

CONCLUSION GENERALE

Conclusion générale Le travail de thèse présenté dans ce mémoire visait, au travers de 4 études, à comprendre tout d abord dans quelles mesures l efficacité de pédalage influence le rendement musculaire et par la suite l impact de paramètres tel que le niveau d expertise en cyclisme et le lien pied-pédale sur l efficacité de pédalage. Ces différentes études composant ce travail ont permis d atteindre cet objectif en répondant aux hypothèses et buts fixés lors de l introduction générale en trois étapes : tout d abord proposer et valider de nouvelles méthodes de mesure de l efficacité de pédalage, ensuite mettre en évidence le lien entre l efficacité de pédalage et le rendement musculaire et enfin mettre en évidence l influence du niveau d expertise en cyclisme et du lien pied-pédale sur la performance en cyclisme. En effet, au cours de ce travail, nous avions tout d abord mis en avant la nécessité de développer de nouvelles méthodes de mesure de l efficacité de pédalage permettant de conserver les propriétés mécaniques des pédales, d être utilisable par une grande majorité de laboratoires de biomécanique et d être utilisable en condition réelle de terrain. Ainsi, nous avons pu développer et valider une première méthode de mesure de l efficacité de pédalage en laboratoire en ETUDE I en se basant sur le montage d un ergocycle sur une plate-forme de forces. Les possibilités offertes par la nouvelle méthodologie présentée sont intéressantes dans des perspectives d analyse de la technique de pédalage (efficacité de pédalage et forces appliquées sur les deux pédales en 3D) étant donné que cette méthode ne modifie pas les propriétés mécaniques des pédales et rend accessible cette mesure à de nombreux laboratoires du fait de la simplicité des outils de mesure utilisés. La seconde méthodologie développée et validée est basée sur la mesure des forces en 2D au niveau des pédales selon le principe de Hall. Cette méthode présentée en ETUDE II permet la mesure de ces forces en condition réelle de pédalage puisqu elle peut d être adaptée sur un ergocycle mobile du type SRM, par exemple, et accueille tous les types de fixation de pédale. La mesure de la puissance associée à celle de l efficacité de pédalage font de cette nouvelle méthode un outil très intéressant pour l analyse de la technique de pédalage sur le terrain. Ensuite, nous avions souligné le fait que l efficacité de pédalage pouvait influencer le rendement musculaire. En effet, l analyse inter et intra-individuelle des variations 109

Conclusion générale d efficacité de pédalage et de rendement musculaire semblait pertinente afin de répondre à cette question. L ETUDE III met en évidence que les différences interindividuelles d efficacité de pédalage, lorsque celles-ci sont calculées sur la phase descendante de la pédale et non sur une révolution complète comme principalement utilisée dans la littérature, expliquent partiellement les variations de rendement observées entre les cyclistes à une puissance et une cadence de pédalage données. Ce résultat fait de l efficacité de pédalage un facteur mécanique de la performance. Cependant, l efficacité de pédalage de cette phase descendante n est plus prépondérante lorsqu un sujet augmente sa puissance de pédalage étant donné que le meilleur rendement musculaire observé avec cette augmentation de puissance est corrélé à une amélioration de l efficacité de pédalage sur la phase ascendante de la pédale. Enfin, il avait été suggéré, que dans des conditions proche de celles de l entraînement d un cycliste élite en terme de puissance et de cadence, le niveau d expertise et le lien pied-pédale influenceraient la performance. Dans notre dernière étude (ETUDE IV), le niveau d expertise pourrait influencer la performance étant donné que les cyclistes élites présentaient un meilleur rendement brut. Le lien pied-pédale semble quant à lui ne pas avoir d influence étant donné que l utilisation de pédales automatiques n améliorait ni l efficacité de pédalage ni le rendement musculaire. Cependant, il semble intéressant pour des cyclistes loisirs de tracter la pédale en phase ascendante pour améliorer leur efficacité de pédalage sans nuire à leur rendement musculaire. Malheureusement cet exercice altère le rendement musculaire chez des cyclistes élites dont le pattern de pédalage est trop ancré et donc trop sensible aux variations. Ce travail de thèse ouvre plusieurs perspectives d avenir, notamment en ce qui concerne des mesures sur le terrain. Cependant il faudrait alors disposer de systèmes portables de mesure de la consommation d oxygène et de l activité électromyographique. Plus concrètement, trois futurs axes de recherche peuvent être dégagés de ce travail et plus précisément des conclusions apportées par la dernière étude. comprendre l influence du niveau d expertise et du lien pied-pédale en terme de recrutement musculaire, et surtout de l avantage ou non de tracter la pédale lors de la phase ascendante de la pédale. 110

Conclusion générale comprendre les effets de la fatigue neuromusculaire sur la technique de pédalage et le rendement musculaire. utiliser le feedback présenté en étude IV afin d entraîner les cyclistes selon un pattern de pédalage permettant non seulement d améliorer l efficacité de pédalage et pourquoi pas le rendement musculaire et de limiter les effets de la fatigue neuromusculaire. En conclusion générale, ce travail a mis au point des outils de mesure biomécanique et mis en évidence des concepts (tels que les impulsions et l efficacité de pédalage) à utiliser dans un optique d analyse biomécanique du cyclisme. Même si l objectif principal n était pas de développer ces outils et ces concepts, il n en reste pas moins qu ils étaient au préalable indispensables à une investigation telle que la dernière étude, où l on vise à comprendre les facteurs mécaniques de la performance en cyclisme et plus globalement le fonctionnement du corps humain dans une telle activité de pédalage. Car ceci constitue bien l objectif principal d une telle investigation sur plusieurs années, et les conclusions apportées (influence du niveau d expertise et du lien pied-pédale) par ce travail et les axes de recherche suggérés pour l avenir (entraînement spécifique et fatigue neuromusculaire) vont bien dans ce sens. 111

Conclusion générale The aim of the thesis work presented in the manuscript was to validate new measurement methods of the pedalling effectiveness in order to analyse the biomechanical factors affecting the muscular efficiency during cycling. The different studies proposed in the manuscript answered to the hypotheses expressed in the general introduction. At the beginning of the work, we underlined the need to develop new measurement methodologies that allow, to keep the original mechanical properties of the pedals, pedal forces measurements for all laboratories and pedal forces investigations during field test. Thus, we have developed and validated a first methodology based on a cycleergometer mounted on a force plate in the STUDY I. The possibilities offered by this new methodology for analysing the biomechanics of cycling (pedalling effectiveness as well as 3D pedal forces) are interesting, as this method does not modify the mechanical properties of the pedals and allows all laboratories to measure pedal forces as all the material used were simple. The second methodology proposed and validated in the STUDY II was based on 2D pedal forces measurement using the Hall effect. This allows to measure the forces applied on both pedal during real cycling conditions, i.e. field measurements, as this methodology is fixable to the cranks of the SRM-Ergometer and allows every pedal systems to be screwed on. Power output measurement is also provided by this method. Then, we have underlined that the pedalling effectiveness might influence the muscular efficiency. A complete analyse of the inter and intra-individual variations in pedalling effectiveness and muscular efficiency was performed to answer to this hypothesis in the STUDY III. This study shows that variations of the muscular efficiency observed among subjects at a fixed cadence and power output are partly explained by the interindividual differences in pedalling effectiveness, when this latter parameter is measured during the downstroke phase instead of the whole pedal revolution as usually done in the literature. However, the pedalling effectiveness of the downstroke phase seems not to be preponderant when cyclists have to increase their power output, as the better muscular efficiency achieved with this power increase is related to a better pedalling effectiveness during the upstroke phase of the pedal. Finally, it was suggested that, when cycling conditions are reaching those of their training (power output and pedalling cadence), cycling experience and the she-pedal interface could have an influence on the submaximal performance. In the last study (STUDY IV), the cycling experience could influence the performance, as elite riders showed a higher gross efficiency. The shoe-pedal interface seems not having an influence on performance. Indeed, the use of clipless pedals does not change either the pedalling effectiveness or the muscular efficiency. However, it seems interesting for recreational riders to pull up the pedal during the upstroke phase in order to increase their pedalling effectiveness without altering their muscular efficiency. However, this alters the muscular efficiency of elite riders who are used to cycle in a certain manner since a long time. This PhD dissertation leads to different research perspectives, especially concerning field measurements. However, that would also need oxygen uptake and electromyography measurement devices usable outside the laboratory. In practical terms, three main research directions could be followed in the future. 112

Conclusion générale to understand the influence of cycling experience and shoe-pedal interface on the muscular recruitment, and especially the possible benefits of pulling on the pedal during the upstroke phase. to understand the effects of neuromuscular fatigue on the pedalling effectiveness and the muscular efficiency. to use the feedback technique presented in the fourth study, in order to train cyclists to a pedalling technique that allows improvement of the pedalling effectiveness and muscular efficiency, and limits neuromuscular fatigue effects. 113

Conclusion générale Ziel der hier vorgestellten Arbeit war es, neue Methoden zu validieren, mit denen der Wirkungsgrad beim Radfahren auf neue Weise berechnen werden kann, um damit die muscular efficiency im Radfahren untersuchen zu können. Die in der Einleitung aufgestellten Hypothesen wurden mit verschiedenen empirischen Untersuchungen überprüft. Erstes Ziel war es, neue Methoden zur rückwirkungsfreien Messung von Pedalkräften zu entwickeln, die sowohl im Labor als auch im Feld verwenden können. In STUDIE I wurde eine neue Methode entwickelt und validiert, bei der das Ergometer auf einer Kraftmessplatte montiert war. Diese erlaubt die Messung von dreidimensionalen Pedalkräften ohne die mechanische Eigenschaft der Pedale zu verändern. Außerdem können alle Labor die Methode verwenden, als keine spezielle Material benutz ist. Die zweite, ebenfalls validierte Methode nutzt den Hall Effekt um Pedalkräfte in zwei Dimensionen zu messen. Die Methode wurde in STUDIE II vorgestellt und ermöglicht eine Messung der Pedalkräfte im Feld, da sie auf jeden Kurbelarm montiert werden kann und zu sämtlichen Pedalsystemen kompatibel ist. In einer weiteren Studie konnte gezeigt werden, dass der Wirkungsgrad die muscular efficiency beeinflussen kann. Um diese Aussage zu überprüfen, mussten die inter- und intra-individuellen Schwankungen des Wirkungsgrades und muscular efficiency untersucht werden. Die STUDIE III betont, dass inter-individuelle Differenzen im Wirkungsgrad die Variation der muscular efficiency zwischen Probanden, die mit den selben Leistung und Trittfrequenz fahren, teilweise erklären kann. Das ist aber nur der Fall wenn der Wirkungsgrad während der Druckphase berechnet wird, anstatt während der ganzen Kurbelumdrehung. Das heißt, dass der Wirkungsgrad eines mechanischen Parameter der Leistung ist. Aber der Wirkungsgrad der Druckphase wird nicht mehr der Hauptparameter wenn der Radfahrer seiner Leistung erhöht. In diesem Fall vergrößert sich die muscular efficiency durch der Verbessung des Wirkungsgrad während der Hubphase. Schließlich wurde angenommen, dass unter bestimmten Bedingungen, die hinsichtlich der Leistung und Trittfrequenz vergleichbar mit den Trainingsbedingungen von Elitefahrern sind, die Radfahr-Erfahrung und die Schuh-Pedal-Verbindung die Tritttechnik beeinflussen. Diese letzte Studie (STUDIE IV) zeigt, dass es einen Einfluss der Radfahr-Erfahrung geben könnte, als Elitefahrer bessere brutto muscuar efficiency hatten. Im Gegenteil hat die Schuh-Pedal-Verbindung keine Einfluss auf der Leistung. Tatschsächlich, Klickpedalen erlaubt keine Verbesserung der Tritttechnik oder des muscular efficiency. Aber es scheint, dass eine aktive Zugphase Vorteile für Freizeitfahrer bringt als der Wirkungsgrad besser war ohne Veränderung des muscular efficiency. Leider versschlecht diese Aktion das muscular efficiency beim Elitefahrer, die an einem bestimmten Tritttechnik gewöhnt sind. Dieses Doktorarbeit wirft weitere Frage für die Zukunft auf, die durch Untersuchungen im Feld zu beantworten wären. Aber das würde heißen, dass auch Sauerstoffaufnahme und Muskuläraktivierung beim Feldtest gemessen werden müssten. Aber in der Tat, drei Hauptrichtung könnten folgen werden in der Zukunft. wie beeinflussen die Radfahren Erfahrung und die Schuh-Pedal-Verbindung der Muskuläraktivierung, besonders wenn die Pedal gezogen wird. wie beeinflusst die Ermüdung das Tritttechnik und das muscular efficiency. 114

Conclusion générale Feedbacktechnik der vierte Studie benutzen, um Radfahrer zu eine andere Tritttechnik trainieren damit sie ihr Wirkungsgrad und muscular efficiency verbessern können, und damit man die Ermüdungseffekt verringern könnte. 115

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ANNEXES Articles publiés dans des revues internationales indexées SCI : - ANNEXE I : MORNIEUX Guillaume et al. (2005) Journal of Biomechanics. Sous presse - ANNEXE II : STAPELFELDT Björn et al. (2005) International Journal of Sports Medicine. Soumis - ANNEXE III : MORNIEUX Guillaume et al. (2005) Isokinetics and Exercise Science. Sous Presse - ANNEXE IV : ZAMEZIATI Karim et al. (2005) European Journal of Applied Physiology. Sous Presse - ANNEXE V : MORNIEUX Guillaume et al. (2005) European Journal of Applied Physiology. Prêt pour soumission Articles publiés dans des revues non indexées à comité de lecture : - ANNEXE VI : STAPELFELDT Björn et MORNIEUX Guillaume (2005) Sportorthopädie und Sporttraumatologie Actes de congrès : - ANNEXE VII : MORNIEUX Guillaume et al. (2002) Proceedings of the 7 th ECSS Congress, Athens.

Annexes ANNEXE I MORNIEUX Guillaume, ZAMEZIATI Karim, MUTTER Elodie, BONNEFOY Régis, BELLI Alain (2005) A cycle ergometer mounted on a standard force platform for threedimensional pedal forces measurement during cycling. Journal of Biomechanics Sous presse

ARTICLE IN PRESS Journal of Biomechanics ] (]]]]) ]]] ]]] www.elsevier.com/locate/jbiomech www.jbiomech.com A cycle ergometer mounted on a standard force platform for three-dimensional pedal forces measurement during cycling Guillaume Mornieux, Karim Zameziati, Elodie Mutter, Re gis Bonnefoy, Alain Belli Laboratoire de Physiologie-GIP E2S, Pavillon 12, Hôpital St Jean Bonnefonds, 42055 Saint-Etienne Cedex 2, France Accepted 11 March 2005 Abstract This report describes a new method allowing to measure the three-dimensional forces applied on right and left pedals during cycling. This method is based on a cycle ergometer mounted on a force platform. By recording the forces applied on the force platform and applying the fundamental mechanical equations, it was possible to calculate the instantaneous three-dimensional forces applied on pedals. It was validated by static and dynamic tests. The accuracy of the present system was 7.61 N, 3.37 N and 2.81 N, respectively, for the vertical, the horizontal and the lateral direction when applying a mono-directional force and 4.52 N when applying combined forces. In pedaling condition, the orientation and magnitude of the pedal forces were comparable to the literature. Moreover, this method did not modify the mechanical properties of the pedals and offered the possibility for pedal force measurement with materials often accessible in laboratories. Measurements obtained showed that this method has an interesting potential for biomechanical analyses in cycling. r 2005 Elsevier Ltd. All rights reserved. Keywords: Cycling; Pedal forces; Force platform 1. Introduction Cycle ergometers are used in laboratories for training and testing purposes (e.g. Denis et al., 1982; Hautier et al., 2000; Lepers et al., 2000; Linossier et al., 1993) and also for basic investigations concerning muscular efficiency (Gaesser and Brooks, 1975; Sidossis et al., 1992; Whipp and Wasserman, 1969). In these studies, mechanical work done when pedaling is of interest and can be accurately measured (Arsac et al., 1996; Lakomy, 1986). Moreover cycle ergometers are also used for research questions where the knowledge of pedal forces is useful, as for pedal forces asymmetry investigations (Daly and Cavanagh, 1976) or comparison of shoepedal interfaces (Wheeler et al., 1992). So it is important Corresponding author. Tel.: (+33) 4 77 12 79 85; fax: (+33) 4 77 12 72 29. E-mail address: guillaume.mornieux@univ-st-etienne.fr (G. Mornieux). to accurately measure pedal forces. For that purpose, different systems were proposed. Previous studies analyzed pedal force in one dimension, using either strain gauges fixed on the crank (Daly and Cavanagh, 1976; Ku nstlinger et al., 1984; Sargeant and Davies, 1977) or directly under the pedal to measure the normal force (Brooke et al., 1981; Hoes et al., 1968). However, these did not allow for an inverse analysis where intersegmental loads can be computed. Then pedal forces measurements in two dimensions (Beelen et al., 1994; Gregor et al., 1985; Newmiller et al., 1988; Patterson et al., 1983; Rohmert and Krell, 1980; Soden and Adeyefa, 1979) and complete three-dimensional (3D) pedal force investigations (Boyd et al., 1996; Hull and Davis, 1981; Ruby and Hull, 1993; Ruby et al., 1992; Stone and Hull, 1993) were performed using strain gauges fixed under the pedals. Furthermore piezo electric transducers fixed under the pedal for 3D pedal force measurement were proposed in the literature (Broker and Gregor, 1990; Ericson et al., 1985). 0021-9290/$ - see front matter r 2005 Elsevier Ltd. All rights reserved. doi:10.1016/j.jbiomech.2005.03.020

2 ARTICLE IN PRESS G. Mornieux et al. / Journal of Biomechanics ] (]]]]) ]]] ]]] However, these methods based on forces transducers fixed under the pedal are not widely available and pedal force investigations could be more accessible without the need of these specialized force pedals. The aim of this study was then to develop and validate a new measurement system that allows 3D pedal force measurement with often an accessible force platform. For that purpose, the pedals and gear mechanism were separated from the bicycle frame and were fixed on a force platform. 2. Material and methods 2.1. Mechanical device A typical friction-loaded cycle ergometer (Monark type 818E, Stockholm, Sweden) was equipped with specific transducers according to Arsac et al. (1996). The friction force applied by the tension of the belt that surrounded the flywheel was measured by means of a strain gauge (FGP Instrumentation type FN3030 0 20 dan, les Clayes sous Bois, France) previously calibrated by a known mass (5 kg) hung on the friction belt and in an unloaded condition to give the 0 value The strain gauge non-linearity was below 0.3%. The flywheel displacement was calculated with an accuracy of 11,815 pts per pedal revolution (gear ratio of 52:14), thanks to an incremental encoder (Hengsler type RI32-0-100 AR11, 2 channels, 100 pts/turn, Aldingen, Germany) fixed on a castor (+65 mm) linked to the flywheel. The distance traveled by a point on the rim of the flywheel was 6 m for one pedal revolution, allowing a simple conversion from angular to linear velocity. So, the flywheel displacement measurement was also provided with an accuracy of 1969.2 pts.m 1 of linear displacement. The rear horizontal position of the right pedal could be detected by a magnetic transducer (Omron type E2EG-X5MB1, Fontenay sous Bois, France). The crank length was 0.17 m. The mass and the radius of the flywheel were 22.5 kg and 0.26 m, respectively. To obtain an accurate measurement of the flywheel inertia, the method proposed by Lakomy (1986) was used. In this study, the linear relationship between friction and deceleration was: friction ¼ 14.5 deceleration 2.76 (r ¼ 0:99). Thus the linear flywheel inertia equivalent (I eq ) expressed in kg was 14.5 kg as previously reported by Morin and Belli (2004). The force to overcome the flywheel inertia (F I ) as a function of time was then calculated as follows: F I ðtþ ¼I eq aðtþ, (1) where a (m.s 2 ) was the linear acceleration of a point located at the flywheel periphery. In conventional units, where force is expressed in Newtons per metre and acceleration in radians per second squared, this equation indicated a moment of inertia of 0.9802 kg.m 2 for the flywheel of the Monark 818E. In order to obtain an isolated mechanical system, the pedal and the gear mechanism were separated from the bicycle frame and tightly fixed on a force platform (Kistler type 9281B, Wintertur, Switzerland) by means of a specially designed steel part providing high stiffness and rigid connection. The bicycle frame, including flywheel and friction system was fixed aside from the force platform (Fig. 1) in order to avoid any mechanical contact with the gear mechanism nor the steel part and in such a way that the original dimensions of the whole bicycle were maintained. The force platform used was equipped with four piezo-electric transducers measuring each 3D forces applied (i.e. the medial lateral direction x, the anterior posterior direction y, the vertical direction z). The resonant frequency of the force platform with the pedals and gear mechanism fixed (total mass of 90 kg) was 51 Hz(when hitting the upper surface of the force platform with a 0.4 kg hammer while force signals were sampled at 200 Hz). According to data provided by the manufacturer, linearity and hysteresis values were respectively p70.5% and p0.5%. The cross-talk data were: F z! F x;y p 1%; F x 2F y p 1%; F x;y! F z p 2%: Signals from the strain gauge, displacement encoder and position transducer were sampled at 200 Hzon a PC computer via a specially designed interface card including a strain gauge signal conditioner (Analog Device 1B31AN, Norwood, Mass, USA), a 12 bit A/D converter (Analog Device AD574AJD, Norwood, Mass, Fig. 1. The cycle ergometer mounted on the force platform for 3D pedal force measurement. The bicycle was equipped with a displacement transducer (a), a force transducer (b) and position transducer (c).

ARTICLE IN PRESS G. Mornieux et al. / Journal of Biomechanics ] (]]]]) ]]] ]]] 3 USA) for force measurement and a 12 bit counter (Hewlett Packard type HCTL-2000, Palo Alto, Calif, USA) for displacement and position measurements. At the same time the 12 force channels (4 transducers 3 dimensions) given by the force platform were connected to an amplifier (Kistler type 9861A, Wintertur, Switzerland) and simultaneously sampled at 200 Hzon the same PC via a 12 bit A/D converter (Keithley Metrabyte type DAS-8, Taunton, Mass, USA). The instantaneous force and displacement data were low pass filtered (Butterworth 4th order with no phase lag) with a cut-off frequency of 25 Hz. 2.2. Pedal force computation According to specifications of the platform manufacturer, the 12 output signals from the transducers were combined in order to obtain the 3D forces (F px ; F py andf pz ) and torques (M px ; M py and M pz ) applied on the platform by the pedals and the gear mechanism (see Fig. 2). The instantaneous right crank angle in relation to the rear horizontal position (a), expressed in degree (1), was assessed knowing the pedal position and the flywheel linear displacement, respectively, thanks to the magnetic transducer and the displacement encoder. The magnetic transducer provided the rear horizontal position of the right pedal, which was the reference position for the crank angle assessement. Using the linear displacement signal, the instantaneous flywheel displacement (d) at each crank position could be defined. Knowing the flywheel displacement (Sd) and the rotation crank angle (Sa) during one pedal revolution (i.e., Sd ¼ 6 m and Sa ¼ 3601), the instantaneous crank angle could then be determined as follows: a ¼ ðsaþd Sd. (2) During pedaling, the work produced at the flywheel level (resulting from the total force applied on the flywheel including friction force and F I during its linear displacement) was equal to that produced at the chainring level (resulted from the product between the chain force and the chainring linear displacement). The instantaneous force exerted by the chain (F cðtþ) could be calculated as follows: F C ðtþ ¼ ðf f ðtþþf I ðtþþd, (3) 2pr where F f ðtþ was the instantaneous friction force, F I ðtþ the instantaneous force to overcome the flywheel inertia as explained previously, D (6 m) is the linear displacement of the flywheel for one pedal revolution and r is the radius of the chainring (0.105 m). Thus D=2p r was the gear ratio between force at chain level and force at flywheel level. Assuming that dynamic effects associated with cranks and pedal inertia were negligible (Reiser II et al., 2000), static fundamental mechanical equations (S ~F ¼ 0, S ~M ¼ 0) applied to the isolated pedal and gear system gave the following 6 equations system at each sampling time: F px ¼ F rx þ F lx F cx, (4) F py ¼ F ry þ F ly F cy, (5) F pz ¼ F rz þ F lz F cz, (6) M px M py ¼ F ry ðh þ c sin aþþf rz ðd þ c cos aþ þ F ly ðh c sin aþþf lz ðd c cos aþ F cy ðh rþ F cz d þ M 0 r x þ M 0 l x, ¼ F rx ðh þ c sin aþ F rz Lr F lx ðh c sin aþþf lz Ll þ F cz g þ M 0 r y þ M 0 l y, ð7þ ð8þ Fl y Ll Lr g Fc r Fc Fc z y Fc x Fl z Mp x Fp z Mp y Fl Fp y x Fp d x Mp z z Fig. 2. Schematic of the mechanical device. Fr z Fr y Fr x c α h +x +Mx +y +Mz +My +z M pz ¼ F rx ðd þ c cos aþþf ry L r þ F lx ðd c cos aþ F ly L l F cy g þ M 0 r z þ M 0 l z, where F rx ; F ry ; F rz were the 3D forces on the right pedal and F lx ; F ly ; F lz were the 3D forces on the left pedal; M 0 r x ; M 0 r y ; M 0 r z ; were the 3D moments on the right pedal and M 0 l x ; M 0 l y ; M 0 l z ; were the 3D moments on the left pedal; L r (0.145 m) was the distance between the gear mechanism axis and the middle of the right pedal; L l (0.135 m) was the distance between the gear mechanism axis and the middle of the left pedal; h (0.422 m) was the height of the gear mechanism from the force platform center; c (0.17 m) was the crank length; g (0.0415 m) was the distance between the gear mechanism axis and the chainring axis; d (0.125 m) was the distance between the ð9þ

4 ARTICLE IN PRESS G. Mornieux et al. / Journal of Biomechanics ] (]]]]) ]]] ]]] gear mechanism axis and the force platform center; r (0.105 m) was the radius of the chainring as earlier expressed; and F cx ; F cy ; F cz the 3D forces applied on the chain (Fig. 2). Although the 3D moments applied on both pedals are substantial, we assumed first that their effect on pedal force computations were limited. The real influence of these pedal moments on the accuracy of pedal force computations will then be discussed by using pedal moment values found in the literature (Boyd et al., 1996). The chain and the chainring were in the same plane and the angle between the chain and the horizontal direction was 5.41.Consequently, F cx ¼ 0; F cy ¼ F c cos 5:4 and F cz ¼ F c sin 5:4. The medial lateral force acting on the pedal was assumed to be negligible during the upstroke phase (Boyd et al., 1996; Broker and Gregor, 1990; Hull and Davis, 1981). The upstroke phase corresponded to crank angle values between the bottom dead center (i.e. 1801) and the top dead center (i.e. 01), whereas the downstroke phase defined crank angle values of the first half of the pedal revolution from 01 to 1801. Thus, the previous equations could be written as follows in the case where the right pedal was in upstroke phase: F px ¼ F lx, (10) F py ¼ F ry þ F ly F cy, (11) F pz ¼ F rz þ F lz F cz, (12) M px M py M pz ¼ hðf ry þ F ly Þþc sin aðf ry F ly Þ þ dðf rz þ F lz Þþc cos aðf rz F lz Þ F cy ðh rþ F cz d, ¼ F lx ðh c sin aþ þ F lz L l F rz L r þ F cz g, ¼ F lx ðd c cos aþ F ly L l þ F ry L r F cy g. ð13þ ð14þ ð15þ By substitution, six equations representing the 3D pedal forces when the right pedal was in upstroke phase could be obtained as follows: F rx ¼ 0, (16) F lx ¼ F px, (17) F ry ¼ 1 L r þ L l ½M pz ðd c cos aþf px þ L l F py þðg þ LlÞF cy Š, ð18þ F ly F rz ¼ ¼ 1 L r þ L l ½ M pz þðd c cos aþf px þ L r F py þðl r gþf cy Š, 1 L r þ L l ½ M py ðh c sin aþf px þ L l F pz þðg þ L l ÞF cz Š, ð19þ ð20þ 1 F lz ¼ ½M py þðh c sin aþf px L r þ L l þ L r F pz þðl r gþf cz Š. ð21þ Using the same computation, the 3D pedal forces when the left pedal was in upstroke phase were: F rx ¼ F px, (22) F lx ¼ 0, (23) F ry F ly F rz F lz ¼ ¼ ¼ ¼ 1 L r þ L l ½M pz þðd þ c cos aþf px þ L l F py þðg þ L l ÞF cy Š, 1 L r þ L l ½ M pz ðd þ c cos aþf px þ L r F py þðl r gþf cy Š, 1 L r þ L l ½ M py ðh þ c sin aþf px þ L l F pz þðg þ L l ÞF cz Š, 1 L r þ L l ½M py þðh þ c sin aþf px þ L r F pz þðl r gþf cz Š. 2.3. Static evaluations ð24þ ð25þ ð26þ ð27þ Static measurements were performed in order to define the accuracy of the mechanical device by comparing a known applied force (amplitude and direction) and the force measured by the system. The amplitude of the force applied was known thanks to a strain gauge (Scaime type ZF 200, Annemasse, France), calibrated with a 20 kg mass and without any load (0 kg). The non-linearity of this strain gauge was below 0.02% according to the specifications of the manufacturer. In each dimension, 10 different force applications were performed on both pedals at different crank angles by manually pushing and pulling on the strain gauge fixed on the pedal. These measurements were realized in the 220 300 N, 100 160 N and 60 85 N force range for respectively the vertical, anterior posterior and medial lateral directions. The direction of the applied force was controlled thanks to an inclinometer. Moreover, a combined forces test was realized by loading vertically

ARTICLE IN PRESS G. Mornieux et al. / Journal of Biomechanics ] (]]]]) ]]] ]]] 5 one pedal by a 20 kg mass and by applying simultaneously either horizontaly or lateraly on the same or on the other pedal a force measured by the strain gauge. For each test, 3D force channels were sampled at 100 Hz during 8 s. 2.4. Dynamic evaluations The influence of dynamic effects due to pedal rotation was tested by recording force platform channels while the cranks were freely turning and decelerating forwards and backwards without the chain at different velocities. The influence of the friction of the chain on the platform forces was also measured by free deceleration of forward crank and chain rotation. Finally, the vertical, anterior posterior and medial lateral forces applied on the right and left pedals during pedaling were recorded. For that, a male subject (28 yr and 78 kg body mass) gave his informed consent to accomplish a 3 min bout at a cadence of 90 rotations per minute (rpm) and at a power of 300 W. The subject was not a cycling expert but used to ride occasionally. During this test, toe-clips were worn. 3D force channels were sampled at 200 Hzduring the last 8 s of a 3 min bout. 2.5. Statistics The accuracy of the system was analyzed by assessing the relative and absolute errors of measurement (mean, standard deviation, range of values and root mean square error) between the force applied and the force calculated by the system during the static measurements and the combined test. The difference between average errors and zero was tested by a Student t-test (one group). The significance level for this test was set at po0:05. 3. Results The orientation of the force given by the system was always correct during static evaluations. The measurement errors between the knowing force applied (what represented the normalizing quantity expressed in N) and the force calculated by the system for the pedal and dimension concerned were 7.6177.8 N, [range: 18.2 N to +5.59 N] corresponding to a relative error of 3.0673.30%, [range: 8.04% to +2.45%] for the vertical dimension, 3.3774.02 N, [ 7.4 N to+4.53 N] or 2.6073.09%, [ 7.09% to +3.32%] in relative values for the horizontal dimension and 2.8172.49 N, [ 5.75 N to +2.98 N], i.e. 3.9873.44%, [ 8.31% to +3.99%] for the lateral dimension. The Student t-test revealed that the average errors were significantly different from zero. Therefore the root mean squared error (RMSE) was presented to further characterize the measurement error. These values were 11.2 N (4.62%), 5.36 N (4.13%) and 3.87 N (5.43%) for the vertical, horizontal and lateral dimensions, respectively. Concerning the combined forces test, the mean measurement error between the total force applied (the normalizing quantity in N) and the total force assessed (by taking into account the two pedal force components corresponding to the force application) was 4.5277.56 N, [ 12.7 N to +13.7 N] corresponding to a relative error of 2.1073.39%, [ 5.48% to +5.98%]. The RMSE for this test was 11.19 N (4.62%). All these error quantities are presented in a table (Table 1). Dynamic evaluations showed that forces recorded by the force platform while the gear mechanism was turning (e.g. at 90 rpm) without the chain ranged from 2 N to +3 N, from 4 N to +2 N and from 4N to 0 N in the x, y and z directions, respectively. When the gear mechanism was turning forwards with the chain, anterior posterior forces were involved (+672 N; mean7standard deviation). Moreover, forces ranging from 0 N to 2 N vertically and from 1 N to +4 N laterally were obtained. 3D forces applied on both pedals during the pedaling test at 300 W and 90 rpm be described as follows (Fig. 3): vertical force was directed downwards during the downstroke phase with peak value reaching about 450 N at 1151 crank angle. During the upstroke phase a low residual force about 30 N could be observed. In the anterior posterior direction, a maximal force of about 160 N could be obtained during the downstroke phase when the crank was approximately horizontal (i.e. crank angle equalled to 901). During this phase, the force was orientated forwards whereas during the Table 1 Absolute (N) and relative (%) error in the mean, SD, range and RMSE quantities in the 3D and for the combined test during the static evaluations Mean SD Range RMSE Absolute Relative Absolute Relative Absolute Relative Absolute Relative F x 2.81 3.98 2.49 3.44 8.73 12.30 3.87 5.43 F y 3.37 2.60 4.02 3.09 11.93 10.41 5.36 4.13 F z 7.61 3.06 7.80 3.30 23.79 10.49 11.2 4.62 Combined 4.52 2.10 7.56 3.39 26.40 11.46 8.94 4.04

6 ARTICLE IN PRESS G. Mornieux et al. / Journal of Biomechanics ] (]]]]) ]]] ]]] Vertical Forces (N) Anterior-Posterior Forces (N) Medial-Lateral Forces (N) 80 40 0-40 -80 120 60 0-60 -120-180 500 400 300 200 100 0 upstroke phase it was applied backwards with values reaching about 90 N. Finally, medial lateral force was always orientated towards lateral direction during the dowstroke phase with a peak value of 70 N occurs around a 1001 crank angle. During the upstroke phase, lateral force was assumed to be negligible. 4. Discussion 90 180 270 360 Fig. 3. Typical 3D forces applied on the right (black line) and left (gray line) pedal during one crank revolution at 300 W and 90 rpm. Data were averaged on 10 cycles. Crank angle scale is the same for all measurements. The accuracy of the static measurements and especially of the combined forces test was satisfactory when looking at the maximal error of 4% in medial lateral direction. Even if the pedals moments were considered negligible in the Eqs. (7) (9) used to determine pedals force, the measurement errors were typical because those were not influenced by this assumption as no pedal moment was generated during the static evaluations while applying a force in a single dimension. The negative mean error values found indicated that the force measured by the system was lower than the force really applied. This could be explained by the fact that, although the direction of the force was controlled thanks to an inclinometer, it was impossible to accurately maintain the direction of the force applied by the investigator during calibration. Amplitude of the force exerted in the calibrated direction was then lower than expected and slight force components could be generated in the other directions. However, this error was comparable to the 75% error obtained in the literature for pedal force measurement systems (Broker and Gregor, 1990; Newmiller et al., 1988). The maximal mean absolute error of 8 N was comparable to the accuracy values of the dynamometer presented by Boyd et al. (1996). Finally absolute RMSE values between 3.87 and 11.2 N were close to that values obtained by Stone and Hull (1993) for comparable measurement system. The influence of dynamic effects due to crank rotation was assumed to be negligible when looking at the low force platform values (Reiser II et al., 2000). Indeed, compared to the maximal pedal forces encountered when pedaling at 300 W at 90 rpm, crank rotation induced a maximal influence on pedal forces assessment of 0.9%, 2.5% and 4.3% in the vertical, anterior posterior and medial lateral directions, respectively. This supports the assumption that static mechanical equations (i.e. S~F ¼ 0, S ~M ¼ 0) could be used instead of dynamic equations (i.e. S~F ¼ m * a, S ~M ¼ I a). The friction force generated by chain transmission at the chainring and flywheel sprocket levels (672N) could also induce an underestimation of chain forces when calculated from only friction measurements at flywheel level. Nevertheless, when pedaling at 300 W, a mean chain force of 299 N was calculated. In such a case the error due to chain friction was 2% and was in the range of measurement errors found in the present study. The orientation of the 3D forces applied on both pedals, was in agreement with previous data reported in the literature (Boyd et al., 1996; Broker and Gregor, 1990; Davis and Hull, 1981; Ruby et al., 1992). Amplitude values were also in agreement with previous data of the literature measured at the same power level (Broker and Gregor, 1990, F z peak ¼ 350 N, F y peak ¼ 120 N, F x peak ¼ 50 N) and compatible with values obtained at lower power (e.g. Boyd et al., 1996, power: 250 W, F z peak ¼ 260 N, F y peak ¼ 150 N, F x peak ¼ 60 N; Ruby et al., 1992, power: 225 W, F z peak ¼ 310 N, F y peak ¼ 130 N, F x peak ¼ 50 N). In addition, force differences obtained in the literature were probably also due to inter-individual variations in cycling patterns (Gregor et al., 1985). However, pedal moments can be substantial during pedaling and were assumed to be negligible in computing pedal forces. According to the maximal pedal moment value for each

ARTICLE IN PRESS G. Mornieux et al. / Journal of Biomechanics ] (]]]]) ]]] ]]] 7 dimension that could be measured during the downstroke and the upstroke phase in the literature (Boyd et al., 1996), the 3D pedals forces could be evaluated again by taking into account these theoretical moments values in the three dimensions (i.e. 7 to +1.5 N m for Mx 0, 4 to +0.5 N m for M0 y and 1.5 to +3.5 N m for M 0 z ). The bias due to not considering the pedals moments were then 8% and less than 2% for respectively the horizontal and vertical force (as pedals moments were not used for lateral forces determination, which induced no bias in this dimension) according to the maximal pedal forces values encountered in each dimension. These values are especially true when cycling with cleated shoes and could be even less in the present study with toe clips. But this paper was not intended to analyze forces applied on pedals during cycling but only to show the potential of this new method, and further measurements should be performed in future to assess the typical forces produced by large number of subjects and in different pedaling conditions. However this method presented other limitations. Firstly, because rigid attachment of the bottom bracket was required for good measurement accuracy, the lateral motion of the bicycle frame, probably occurring at high power output or in field condition, was affected. However to the best of our knowledge this lateral motion is not well documented and it remained difficult to evidence the influence of such rigid fixation on the force patterns produced by the cyclist. The assumption that medial lateral pedal force is zero during the upstroke phase could also limit the accuracy of the measurements. However, according to the maximal value of medial lateral force of 20 N measured during the upstroke phase in previous studies (Boyd et al., 1996; Broker and Gregor, 1990) at comparable power output, this assumption would represent an error of 4.3% compared to the total pedal force of 460 N measured at 300 W in the present experiment. Moreover, in the present method the cross-talk errors were not fully compensated like in some studies, where the effects of cross-talk were calibrated and used to enhance the computation of pedal forces (Boyd et al., 1996; Newmiller et al., 1988). However, according to data provided by the manufacturer, the cross-talk of the force platform was low (p2%) compared to systems using strain gauge transducers mounted on the pedals (Gregor et al., 1985; Hull and Davis, 1981; Soden and Adeyefa, 1979). In addition, it is worth noting that this method could be further developed and enhanced in order to take into account other mechanical phenomena that could interfere with measurement accuracy. For instance, according to Broker and Gregor (1990), variations of the force application point on the pedals could occur (i.e. from +0.5 to 2 cm in medial lateral direction and from +2.5 to 0.5 cm in anterior posterior direction). It could be relevant to calculate the instantaneous variations of this application point by new resolution of the six equations including the location of the application point as the sixth unknown variable. In the same way, pedal torques were found to be determinant when studying knee injury during cycling (Ruby and Hull, 1993; Ruby et al., 1992). Moreover, another parameter studied as the sixth unknown variable could be one of the pedal moment values of the Eqs. (7) (9), whereas they are here considered as negligible. Indeed, the fact that only the pedal forces are determined without any pedal moments remained a limitation with the present method. Nevertheless, the errors found on force measurements were already comparable to the literature. Moreover, the present method offers the possibility for pedal force measurement without specialized measuring pedals but rather by adapting the accessible cycle ergometer and force platform. Thus this method places the capability of pedal force measurement into the hands of many laboratories. To conclude, measurement possibilities provided by this cycle ergometer could be useful to further analyze the biomechanics of cycling at different power outputs and pedaling rates and also to investigate the impact of mechanical and technological changes, like crank length, chainring shape or foot-pedal connexions modification. References Arsac, L.M., Belli, A., Lacour, J.R., 1996. 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8 ARTICLE IN PRESS G. Mornieux et al. / Journal of Biomechanics ] (]]]]) ]]] ]]] Gaesser, G.A., Brooks, G.A., 1975. Muscular efficiency during steadyrate exercise: effects of speed and work rate. Journal of Applied Physiology 38, 1132 1139. Gregor, R.J., Cavanagh, P.R., Lafortune, M., 1985. Knee flexor moments during propulsion in cycling-a creative solution to Lombard s Paradox. Journal of Biomechanics 18, 307 316. Hautier, C.A., Arsac, L.M., Deghdegh, K., Souquet, J., Belli, A., Lacour, J.R., 2000. Influence of fatigue on EMG/force ratio and cocontraction in cycling. Medicine and Science in Sports and Exercice 32, 839 843. Hoes, M.J.A.J.M., Binkhorst, R.A., Smeekes-Kuyl, A.E.M.C., Vissers, A.C.A., 1968. Measurement of forces exerted on pedal and crank during work on a bicycle ergometer at different loads. Internationale Zeitschrift fu r angewandte Physiologie einschlieblich Arbeitsphysiologie 26, 33 42. Hull, M.L., Davis, R.R., 1981. Measurement of pedal loading in bicycling: I. Instrumentation. Journal of Biomechanics 14, 843 856. Ku nstlinger, U., Ludwig, H.G., Stegmann, J., 1984. Force kinetics and oxygen consumption during bicycle ergometer work in racing cyclists and reference-group. International Journal of Sports Medicine 5, 118 119. Lakomy, H.K.A., 1986. Measurement of work and power output using friction-loaded cycle ergometers. Ergonomics 29, 509 517. Lepers, R., Hausswirth, C., Maffiuletti, N., Brisswalter, J., Van Hoecke, J., 2000. Evidence of neuromuscular fatigue after prolonged cycling exercice. Medicine and Science in Sports and Exercice 32, 1880 1886. Linossier, M.T., Denis, C., Dormois, D., Geyssant, A., Lacour, J.R., 1993. Ergometric and metabolic adaptation to a 5-s sprint training programme. European Journal of Applied Physiology 67, 408 414. Morin, J-B., Belli, A., 2004. A simple method for measurement of maximal downstroke power on friction-loaded cycle ergometer. Journal of Biomechanics 37, 141 145. Newmiller, J., Hull, M.L., Zajac, F.E., 1988. A mechanically decoupled two force component bicycle pedal dynamometer. Journal of Biomechanics 21, 375 386. Patterson, R.P., Pearson, J.L., Fisher, S.V., 1983. The influence of flywheel weight and pedalling frequency on the biomechanics and physiological responses to bicycle exercise. Ergonomics 26, 659 668. Reiser II, R.F., Broker, J.P., Peterson, M.L., 2000. Inertial effects on the mechanically braked Wingate power calculations. Medicine and Science in Sports and Exercice 32, 1660 1664. Rohmert, W., Krell, U., 1980. Methodik zur unbegrenzt umlauffähigen Messung der Kinetik an kraftbetätigten Bedienteilen, dargestellt am Beispiel der Fahrradergometerpedale. European Journal of Applied Physiology 43, 109 114. Ruby, P., Hull, M.L., 1993. Response of intersegmental knee loads to foot/pedal platform degrees of freedom in cycling. Journal of Biomechanics 26, 1327 1340. Ruby, P., Hull, M.L., Hawkins, D., 1992. Three-dimensional knee joint loading during seated cycling. Journal of Biomechanics 25, 41 53. Sargeant, A.J., Davies, C.T.M., 1977. Forces applied to cranks of a bicycle ergometer during one- and two-leg cycling. Journal of Applied Physiology: Respiratory, Environmental and Exercise Physiology 42, 514 518. Sidossis, L.S., Horowitz, J.F., Coyle, E.F., 1992. Load and velocity of contraction influence gross and delta mechanical efficiency. International Journal of Sports Medicine 13, 407 411. Soden, P.D., Adeyefa, B.A., 1979. Forces applied to a bicycle during normal cycling. Journal of Biomechanics 12, 527 541. Stone, C., Hull, M.L., 1993. Rider/bicycle interaction loads during standing treadmill cycling. Journal of Applied Biomechanics 9, 202 218. Wheeler, J.B., Gregor, R.J., Broker, J.P., 1992. A dual piezoelectric bicycle pedal with multiple shoe/pedal interface compatibility. International Journal of Sport Biomechanics 8, 251 258. Whipp, B.J., Wasserman, K., 1969. Efficiency of muscular work. Journal of Applied Physiology 26, 644 648.

Annexes ANNEXE II STAPELFELDT Björn, MORNIEUX Guillaume, OBERHEIM Rainer, BELLI Alain, GOLLHOFER Albert (2005) A new bicycle design for laboratory and field measurements of pedal forces and power output in cycling. International Journal of Sports Medicine Soumis

1 - Section: Orthopedics & Biomechanics - 2 3 4 A new bicycle instrument for laboratory and field measurements of pedal forces and power output in cycling. 5 6 Running title: pedal force and power measurement in cycling 7 8 B. STAPELFELDT 1, G. MORNIEUX 2, R. OBERHEIM 3, A. BELLI 2, A. GOLLHOFER 1. 9 10 11 12 1 Institut für Sport und Sportwissenschaft, Universität Freiburg, Germany 2 Equipe P.P.E.H., Département STAPS, Université de Saint Etienne, France 3 O-tec, Bensheim, Germany 13 14 15 16 17 18 19 20 21 * : Björn STAPELFELDT Institut für Sport und Sportwissenschaft Universität Freiburg Schwarzwaldstrasse 175 79117 Freiburg, Germany Tel.: (+49) 761 2034515 Fax.: (+49) 761 2034534 E-mail : bs@sport.uni-freiburg.de 22 1

23 24 25 26 27 28 29 30 31 32 33 34 35 36 37 38 39 40 41 42 43 Abstract Determination of pedal forces is a prerequisite to analyse cycling performance capability from a biomechanical point of view. Comparing existing pedal force measurement systems there are methodological or practical limitations regarding the requirements of scientific sports performance research and enhancement. Therefore the aim of this study was to develop and to validate a new bicycle instrument that enables pedal forces as well as power output measurements with free choice of pedal system usable under both laboratory and field conditions. The method is based on a force transducer device, using the Hall-Effect and being mounted between the crank and the pedal. Validation of the method was evaluated by determining the accuracy, the cross talk effect, the influence of lateral forces, the reproducibility and finally a possible drift under static conditions. Dynamic tests were conducted to validate the power output measurement in reference to the SRM-System. The mean error of the present system was -0.87 ± 4.09 % and -1.86 ± 6.61 % for respectively the tangential and radial direction. Cross talk, lateral force influence, reproducibility and drift mean values were < ± 7 %, 2.4 %, < 0.8 % and 0.02 N.min -1 respectively. In dynamic conditions, the power output measurement error could be kept below 2.35 %. In conclusion this method offers the possibility for both valid pedal forces and power output measurements. Moreover this method allows measurements in the field with every pedal system. Thus scientific investigation can be conducted under real cycling conditions. This method has an interesting potential for biomechanical analyses in cycling research and performance enhancement. 44 45 Keywords: cycling, pedal forces, workload, field measurements, ergometer 46 2

47 48 49 50 51 52 53 54 55 56 57 58 59 60 61 62 63 64 65 66 67 68 69 70 71 Introduction In cycling the transfer of metabolic energy into physical power or velocity of the rider-bikesystem is not one-to-one. Environmental as well as mechanical and biomechanical factors affect cycling performance (23,8). The propulsion of the bike is generated by pedal forces. Therefore the determination of pedal forces is a major prerequisite to analyse cycling performance capability from a biomechanical point of view. The question is not why to measure pedal forces but how to do it. Comparing the different existing instruments whose purpose is the determination of divers mechanical parameters concerning cycling propulsion, there are still methodological or practical limitations regarding the requirements of scientific sports performance research and enhancement. The first studies conducting pedal force measurements were restricted to just one dimension, using either strain gauges fixed on the crank (13,20) or directly under the pedal to determine the normal force (5,10). The next two generations of pedal forces measuring instruments were able to measure two (1,9,15,16,17,21) and three dimensions (3,11,22) using strain gauges or piezo-electric elements (4,6,24) implemented in the pedal. However most of these studies have been carried out in laboratory conditions. Even when investigations were conducted with bicycles on rollers or a motorized treadmill (22) instead of stationary cycle-ergometer, real outside cycling conditions could not be obtained. With high effort, most of these systems could be converted to on-road system but few studies realized that (1,17). Moreover further calculations are necessary to obtain power output from the measured pedal forces and the angular velocity of the crank. A more practical but very important disadvantage of the reported pedal force measuring systems is the fact that the shoe clip is restricted to the pedal system the device is build on. Cyclists would have to change their pedal-shoe interface which means to readjust the foot position on the pedal, if they use a different pedal system. 3

72 73 74 75 76 77 78 79 80 81 82 83 Despite this there are instruments providing a simple but, regarding convenience, wellelaborated power output determination during outdoor cycling. The wide spread SRM-System as well as the Power-Tap system are reported to be valid and reliable (7,12), which is not the case for the Polar S710 (14). However, all these systems do not enable pedal force measurements. The need for a more-dimensional pedal force measuring device including power output determination and enabling measurements under laboratory and field conditions is evident. Therefore the aim of this study was to develop and validate a new bicycle instrument that enables two-dimensional right and left pedal forces as well as power output measurements with free choice of pedal system usable under both laboratory and field conditions to provide high quality biomechanical data in the field of cycling for research and also sport performance enhancement. 84 85 86 87 88 89 90 91 92 93 94 95 96 Material and methods Mechanical device The pedal force measuring device is not built on basis of a pedal system but as an own mechanical construction which is mounted between the crank and the pedal with an 12 forward rotation in reference to the crank (Fig. 1). The system determines the magnetic field variations (Hall-Effect) as a result of the angular displacement (~ 1/1000mm) of a small magnet in respect to a sensor. Due to the specific circular construction of the force transmitting elements the applied force can be divided into a radial and a tangential part. Positive tangential force (F T ) was in the pedalling direction and positive radial force (F R ) was in the centrifugal direction. The so-called Powertec -System (O-tec, Bensheim, Germany), allows every pedal system to be screwed on. The mass and dimensions of the system is 230 g and 10.3 cm / 7 cm / 2.2 cm, respectively. Due to the high-strength material of the 4

97 98 99 100 101 102 103 104 105 106 107 108 109 110 111 112 113 114 115 116 117 118 119 120 construction (3.4365 AlZnMgCu 1.5) linearity is given for ± 1%. The hysteresis of the sensor is about 1%. The sensors are fed with 5 V. The voltage range is from 0.5 V to 4.5 V with a force range from -500 N to 3500 N. With an input resolution of 12 bit and an output range of ± 10 V of the analog/digital transducer the system resolution is 4.3 N. Using a twofold gain of the analog signal the resolution was set to 2.15 N. In this investigation the Powertec -System was mounted to the cranks of a SRM-Ergometer (Schoberer Rad Messtechnik, Welldorf, Germany) and could be mounted at every type of crank. The signals were transferred via sliding contact from the rotating systems on the bicycle frame. A magnetic switch was used as position signal of the left pedals top dead centre. Signals from the Powertec -System and position switch were sampled with 500 Hz without filtering on a personal computer via an analog/digital data-acquisition card (National Instrument, USA). From the pedal force data measured with the Powertec -System pedal torque (PT) were calculated as follows. PT = (F Tright + F Tleft ) L (1) where F Tright and F Tleft are the tangential forces of the right and left pedal, and L was the distance in metre from the crank axis to the pedal axis, which is not identical with the crank length because of the 12 pedal rotation as mentioned above (Fig. 1). L was 0.170 m in the present study. The angular velocity of the rotating crank (ω) expressed in radians per second (rad s -1 ) was obtained from the pedalling cadence (Pc) defined in revolution per minute (rpm) recorded by the SRM ergometer: 121 ω 2 π = Pc 60 (2) 5

122 123 124 where the ratio 2π/60 stands for the unit transformation of rpm into rad.s -1. Finally the power output (P) expressed in Watt (W) as mean value for a whole revolution from 0 to 360 (upper dead center) crank angle was calculated as follows: 125 126 127 P = PT ω Static evaluations (3) 128 129 130 131 132 133 134 135 136 137 138 139 140 141 142 143 144 145 146 The system was calibrated by loading the right and left pedal in positive and negative tangential and radial direction using accredited masses of 20 kg, 40 kg and 60 kg. For static evaluation the following tests were conducted. a) To test the accuracy and the cross talk of both F T and F R the system was again loaded with 20 kg, 40 kg and 60 kg at crank angles from 0 to 360 with steps of 45. b) With the 40 kg load a second test was performed to quantify the influence of lateral force application on F T and F R. The amplitude of the applied lateral force was registered by a piezo-electric force transducer (type 9311b, Kistler, Winterthur, Switzerland) previously calibrated with a 20 kg mass. The direction of the applied force was controlled by a mechanical inclinometer. c) By consecutively loading and unloading the right pedal with a 40 kg mass during 5 s for 15 times with the crank fixed at 90 crank angle, the reproducibility of measurements of the transducers was tested. d) Finally, with the crank in the 90 position, the signals of the right transducer were sampled after reset for 20 minutes with the system unloaded to evaluate a possible drift of the signal. Tests b) c) were performed only with the right handed system because there was no argument for a difference between the identical constructed left- and right hand sided Powertec -System. 6

147 148 149 150 151 152 153 154 155 156 157 158 159 160 161 162 163 164 165 166 167 168 169 170 171 Dynamic evaluations For the dynamic validation F T applied on the right and left pedal were recorded continuously while 9 elite riders performed three 3 30 bouts pedalling on a SRM-Ergometer at 90 rpm with power output of: (i) 150 W, (ii) 60 % of their maximal aerobic power defined in a previous test and (iii) 320 W. Their mean physical characteristics were 180 ± 6 cm and 68 ± 4 kg. Moreover their mean maximal oxygen uptake was 71 ± 6 ml.min -1.kg -1 and they trained on average 20000 ± 4000 km each year. Two of them additionally conducted an incremental exercise test with workloads from 75 W up to 500 W with an increment of 25 W for the first and 50 W for all consecutive steps. The exercise bouts lasted 2 min and subjects rested for 2 minutes in between. The second protocol was implemented to assess a wider range of workloads like being used in physiological step tests. The cadence was set at 90 rpm during all measurements. The cyclists used their own clipless pedal systems. The data sampling rate for the pedal forces were 500 Hz. From unfiltered raw data, single data pieces from 0 to 360 crank angle have been cut, time normalized and summed up for 30 crank revolutions to get a representative ensemble average of every exercise bout. At the same time power output was measured via SRM-Crank at the SRM-Ergometer. This signal was sampled with 1 Hz on a PC. Signals of both devices - Powertec -System and SRM-System were synchronised by manually marking the beginning and the end of each 30 s recording bout in the SRM data. The accuracy of the professional version of the SRM- System which uses four strain gauges is reported to be 2.3% (7). The SRM-Crank used in this investigation was the scientific version with eight strain gauges, where the manufactures claimed accuracy is lower than ± 0.5%. Pedalling cadence was provided and registered by the SRM-Ergometer and subjects were encouraged to keep it constant. 7

172 173 174 175 176 177 178 179 180 181 182 183 184 185 Statistics The accuracy of the system was analysed by assessing the relative and absolute errors of measurement (mean, standard deviation and range of values) between the force applied and the force calculated by the system during the static measurements (a, b, c) and between the power output given by the SRM and that calculated on basis of the pedal force data of the Powertec -System. The percent error was calculated as ((estimate criterion) / criterion). The drift (d) was quantified by linear regression between force and elapsed time. The validity of the power output measurement of the Powertec -System was analysed in comparison with the reference power measurement of the SRM using linear regression analysis. The coefficient of determination (R-square) and the regression line in respect to the equality line was used to characterize the relationship between and the agreement of the measurements of both devices. To further assess the agreement of the measurements of both systems a Bland-Altman plot was constructed (2). 186 187 188 189 190 191 192 193 194 195 196 Results Static evaluations (a) The mean absolute error as difference between the applied force - representing the criterion - and the calculated force representing the estimate - was -0.22 ± 11.4 N with a range from -22.3 N to +25.6 N for the tangential dimension. This corresponded to a mean percent error of -0.87 ± 4.09 %, [range: -8.01 % to +12.24 %]. For the radial dimension the mean absolute error was -4.25 ± 21.6 N, [-52.3 N to + 51.5 N] or -1.86 ± 6.61 %, [-13.67 % to + 12.24 %] in relative values. The cross-talk produced by F T on F R was ± 6.56 % and ± 3.23 % vice versa. 8

197 198 199 200 201 202 203 204 205 206 207 208 209 210 211 212 213 214 215 216 217 218 219 220 221 The influence of lateral force (b) on F T and F R, investigated by applying 100 N perpendicular to the pedal forces, was 7.77 ± 4.88 N and 6.43 ± 5.12 N respectively or 2.39 ± 1.5 % and 2.36 ± 1.28 % when expressed in relative values. The absolute reproducibility error (c) of the transducers was described by the standard deviation of ± 0.43 N (range 1.49 N) when the transducer was unloaded and ± 3.05 N (range 9.31 N) when it was loaded with 40 kg corresponding to a relative error of ± 0.74 % (range 2.37 %) in the loaded setting. The drift (d) was -0.02 N.min -1 for both F T and F R. Dynamic evaluations Tangential and radial forces applied on both pedals during the pedalling test used for dynamic validation could be described as follows: F T was positive during the downstroke phase of the pedal with peak value reaching 184 N and 436 N at about 90 crank angle for 100 W and 500 W, respectively (Fig. 2). During the upstroke phase of the pedal, F T was negative and therefore induced a counter movement with about -71 N and -8 N at 267 and 296 crank angle for 100 W and 500 W, respectively. F R was positive during the second half of the downstroke phase of the pedal with peak value reaching about 131 N and 327 N at 136 and 130 crank angle for 100 W and 500 W, respectively. While passing the top dead center, F R was negative with about -41 N and -174 N at 22 and 39 crank angle for both mentioned loads. In the dynamic validation test the difference between the calculated power from the Powertec -System and the SRM system ranged from -15.6 W to 10.6 W for absolute values and from 6.25 % to 6.41 % for relative values. The mean absolute and relative difference over all loads and subjects was 4.95 ± 4.25 W and 2.32 ± 1.95 %, respectively. In the incremental exercise test the difference between both systems ranged from -3.87 W to 13.5 W for absolute values and from -4.27 % to 2.94 % for relative values. The mean absolute 9

222 223 224 225 226 227 228 229 230 231 232 and relative difference over all loads and for both subjects was 5.23 ± 3.76 W and 1.92 ± 1.04 %, respectively. The relationship between the power output values measured by the Powertec -System and SRM is shown in Fig. 3. A considerable high and also significant R-square as well as the good congruence of regression and equality line was obtained. There was a small overestimation of power measured with Powertec -System compared with SRM (1.69 W per 100 W workload increase). Fig. 4 presents a Bland-Altman plot of the differences between Powertec -System and SRM system for all data points collected throughout the range of power outputs. To show the influence of power on the difference between both systems a regression line has been added. Most of the error-values lay within the 95% limits of agreement. 233 234 235 236 237 238 239 240 241 242 243 244 Discussion The accuracy of the static measurements was satisfactory when looking at the mean percent error below 1.9 % for both directions. This error was comparable to the ±5 % error obtained in the literature for pedal forces measurement systems (4,15). The mean absolute error of - 0.22 N (F T ) and -4.25 N (F R ) was comparable to the accuracy values of the dynamometer presented by Boyd et al. (3). Moreover the cross talk values, the good reproducibility and drift values and the fact that lateral force had little influence on pedal forces underlined the accuracy of this measurement device. Furthermore the 2.4 % lateral force influence would have been even less because the application of the lateral force might have been not exactly perpendicular to F T and F R even if the direction was controlled manually by an inclinometer. 10

245 246 247 248 249 250 251 252 253 254 255 256 257 258 259 260 261 262 263 264 265 266 267 268 The orientation and amplitudes of pedals forces were in agreement with previous data reported in the literature for the tangential force at comparable cadence and power output (18,19). The 2.32 % error in the power output determination compared to the SRM crank was satisfactory and underlined the advantage of the present method for power output measurement in cycling as the reference method used in this study was one of the most valid and reliable wattmeter (12,7). Furthermore, according to linear regression analysis, the Powertec -System showed a significant relationship with the SRM ergometer (R 2 = 0.99 ; p < 0.05). More than correlation with the SRM ergometer, the Powertec -system presented good agreement to this method as (i) the values of the relationship between these two methods lay close to the equality line and (ii) most of the distribution of the differences between methods was within the ± 2 SD limits of agreement (2). These results further support the validity of this method. It should not be concealed that the method presented brings about some methodological constraints. The lack of medial-lateral pedal force measurement did not allow a complete 3D pedal forces analysis. However this force remains considerably lower than the two other dimensions and could even be assumed to be negligible during the upstroke according to the literature (3,4). Moreover the present system did not resolve the cross-talk whereas some studies did (3,15). However the error in the measurements due to that phenomenon was tested and found to be less than ± 7%. Even if the cross-talk induced a substantial error, that was principally for the radial forces. Indeed this effect on the tangential forces was low (± 3.23%) what implies a low error in the power output determination. Finally, the present system does not take into account the overall loads occurring at the pedal level (i. e. pedals moments) what could be substantial (3). 11

269 270 271 272 273 274 275 276 277 278 279 280 Nevertheless the errors found on force measurements were already comparable to the literature. Moreover the present method offers the possibility for pedal force measurement and power output during both laboratory and field conditions. Indeed, this bicycle instrument is not only adaptable to the crank of the SRM-Ergometer but also to the different types of crank of common bicycles and could therefore also be used in multiple testing situations. Therefore this system presents more measurement possibilities than comparable existing instruments providing either only pedal forces measurement in laboratory (e.g. 3,4,11,15,22,24) and field conditions (1,17), or only valid power output measurement in laboratory and field conditions as for example the SRM-System (7,12) or the PowerTap system (7). Moreover this system is prepared for every pedal system to be screwed on what allows cyclists to use their own pedals and shoes to which they are accustomed instead of readjusting the foot position on the pedal. 281 282 283 284 285 To conclude, measurement possibilities provided by the Powertec -System could be useful for biomechanical analysis in cycling research as pedal force and power output measurements were validated in the present study. Furthermore, this method enables field measurements with all pedal systems what could provide investigations in real cycling conditions. 286 12

287 288 References 289 290 291 1 Alvarez G, Vinyolas J. A New Bicycle Pedal design for On-Road Measurements of Cycling Forces. J Appl Biom 1996; 12: 130-142 292 293 2 Bland JM, Altman DG. Statistical methods for assessing agreement between two methods of clinical measurement. Lancet 1986; 1: 307-310 294 295 3 Boyd T, Hull ML, Wootten D. An Improved Accuracy Six-Load Component Pedal Dynamometer for Cycling. J Biom 1996; 29: 1105-1110 296 297 4 Broker JP, Gregor RJ. A Dual Piezoelectric Element Force Pedal for Kinetic-Analysis of Cycling. International Journal of Sport Biomechanics 1990; 6: 394-403 298 299 5 Brooke JD, Hoare J, Rosenrot P, Triggs R. Computerized system for measurement of force exerted within each pedal revolution during cycling. Physiol Behav 1981; 26: 139-143 300 301 6 Ericson MO, Ekholm J, Svensson O, Nisell R. The forces of ankle joint structures during ergometer cycling. Foot Ankle 1985; 6: 135-142 302 303 304 7 Gardner AS, Stephens S, Martin DT, Lawton E, Lee H, Jenkins D. Accuracy of SRM and power tap power monitoring systems for bicycling. Med Sci Sports Exerc 2004; 36: 1252-1258 305 306 8 Gregor RJ. Biomechanics of Cycling. In: Garret WE, Kirkendall DT (eds). Exercise and Sport Science. Philadelphia: Lippincott Williams,2000: 515-537 307 308 9 Gregor RJ, Cavanagh PR, Lafortune M. Knee Flexor Moments During Propulsion in Cycling - A Creative Solution to Lombard's Paradox. J Biom 1985; 18: 307-316 13

309 310 311 10 Hoes MJ, Binkhorst RA, Smeekes-Kuyl AE, Vissers AC. Measurement of forces exerted on pedal and crank during work on a bicycle ergometer atdifferent loads. Int Z Angew Physiol 1968; 26: 33-42 312 313 11 Hull ML, Davis RR. Measurement of Pedal Loading in bicycling: 1. Instrumentation. J Biom 1981; 14: 843-856 314 315 12 Jones SM, Passfield L. The dynamic calibration of bicycle power measuring cranks. In: Haake SJ (ed). The engineering of sport. Oxford: Balkema Publishers,1998: 265-274 316 317 318 13 Künstlinger U, Ludwig HG, Segemann J. Force kinetics and oxygen consumtion during bicycle ergometer work in racing cyclists and reference-group. Int J Sports Med 1984; 5: 118-119 319 320 14 Millet GP, Tronche C, Fuster N, Bentley DJ, Candau R. Validity and reliability of the Polar S710 mobile cycling powermeter. Int J Sports Med 2003; 24: 156-161 321 322 15 Newmiller J, Hull ML, Zajac FE. A mechanically decoupled two force component bicycle pedal dynamometer. J Biomech 1988; 21: 375-386 323 324 325 16 Patterson RP, Pearson JL, Fisher SV. The influence of flywheel weight and pedalling frequency on the biomechanics and physiological responses to bicycle exercise. Ergonomics 1983; 26: 659-668 326 327 17 Rowe T, Hull ML, Wang EL. A pedal dynamometer for off-road bicycling. J Biom Eng 1998; 120: 160-164 328 329 18 Sanderson DJ, Black A. The effect of prolonged cycling on pedal forces. Journal of Sports Sciences 2003; 21: 191-199 14

330 331 332 19 Sanderson DJ, Henning E, Black A. The influence of cadence and power output on force application and in-shoe pressure distribution during cycling by competitive and recreational cyclists. J Sport Sci 2000; 18: 173-181 333 334 20 Sargeant AJ, Davies CT. Forces applied to cranks of a bicycle ergometer during one- and two-leg cycling. J Appl Physiol 1977; 42: 514-518 335 336 21 Soden PD, Adeyefa BA. Forces applied to a bicycle during normal cycling. J Biomech 1979; 12: 527-541 337 338 22 Stone C, Hull ML. Rider Bicycle Interaction Loads During Standing Treadmill Cycling. J Appl Biom 1993; 9: 202-218 339 340 23 Too D. Biomechanics of cycling and factors affecting performance. Sports Med 1990; 10: 286-302 341 342 343 344 24 Wheeler JB, Gregor RJ, Broker JP. A Dual Piezoelectric Bicycle Pedal with Multiple Shoe Pedal Interface Compatibility. International Journal of Sport Biomechanics 1992; 8: 251-258 15

345 Captions 346 347 348 349 Fig. 1 Powertec System fixed at the end of the SRM crank allowing 2D pedal forces measurement (left picture). Schematic of the mechanical construction of the Powertec System (right picture). 350 351 352 353 Fig. 2 Typical tangential and radial forces applied on the left pedal during one crank revolution at different powers output between 100 and 500 Watts at 90 rpm (data averaged for 30 cycles). 354 355 356 357 Fig. 3 Relationship between the power output measured by the Powertec -System and that given by the SRM for all power measurements for all subjects (data averaged for 30 cycles; dotted line: equality line). 358 359 360 361 362 Fig. 4 Bland-Altman plot (differences against average of Powertec -System and SRM measurements) with 95% limits of agreement (broken lines), mean different value (doted line) and regression line. Values represent all power measurements for all subjects (data averaged for 30 cycles). 363 16

364 Fig. 1 365 366 force transmitting elements mounted at crank arm sensor system for tangetial forces geometric rotation centre 12 pedal sensor system for radial forces crank arm new (virtuell) crank arm 367 368 369 370 371 372 373 374 375 376 377 378 379 380 17

381 382 Fig. 2 Radial Force (N) 500 400 300 200 100 0-100 100W 200W 300W 400W 500W -200 Tangential Force (N) -300 500 400 300 200 100 0 0 45 90 135 180 225 270 315 360 Crank Angle ( ) 100W 200W 300W 400W 500W -100 383 384-200 0 45 90 135 180 225 270 315 360 Crank Angle ( ) 385 386 387 388 389 18

390 Fig. 3 391 392 393 394 395 396 397 Powertec power output (W) 600 500 400 300 200 100 y = 1.017x - 3.4579 R 2 = 0.9962 (p<0.05) 398 0 399 0 100 200 300 400 500 600 SRM power output (W) 400 401 19

402 Fig. 4 403 Difference in power output (Powertec - SRM) (W) 15 10 5 0-5 -10-15 R 2 = 0,0899-20 50 150 250 350 450 550 Average power (W) 404 405 406 407 20

Annexes ANNEXE III MORNIEUX Guillaume, ZAMEZIATI Karim, ROUFFET David, STAPELFELDT Björn, GOLLHOFER Albert, BELLI Alain (2005) Influence of pedalling effectiveness on the inter-individual variations of muscular efficiency in cycling. Isokinetics and Exercise Science Sous Presse

Dear Dr. Mornieux, I am pleased to confirm that your paper: Influence of pedalling effectiveness on the inter-individual variations of muscular efficiency in cycling has been accepted for publication in Isokinetics and Exercise Science. Further matters will be handled directly by the publisher, IOS Press. Sincerely, Prof. Zeevi Dvir Editor-in-Chief

Authors : Guillaume Mornieux 1, Karim Zameziati 1, David Rouffet 2, Björn Stapelfeldt 3, Albert Gollhofer 3, Alain Belli 1 Title: Influence of pedalling effectiveness on the inter-individual variations of muscular efficiency in cycling 1 Equipe P.P.E.H., Département STAPS, Université de Saint Etienne, France 2 Centre de Recherche et d Innovation sur le Sport (CRIS), UFR-STAPS, Université Claude Bernard Lyon I, France 3 Institut für Sport und Sportwissenschaft, Universität Freiburg, Germany : Guillaume MORNIEUX Médecine du Sport et Myologie Hôpital Bellevue CHU Saint Etienne 42055 Saint-Etienne Cedex 2, France Tel.: (+33).4.77.12.79.85 Fax.: (+33).4.77.12.72.29 E-mail : guillaume.mornieux@univ-st-etienne.fr 1

0 Abstract The aim of this study was to determine if inter-individual differences in crank torque production and/or pedalling effectiveness influence the variations of muscular efficiency observed among subjects in cycling. Eleven subjects performed a 5 minutes steady state cycling at 160 Watts at 80 revolutions per minute. Gross (GE) and net (NE) muscular efficiency, angular impulses and pedalling effectiveness during the whole pedal revolution (IE 360 ) and during the downstroke phase (IE 180 ) were investigated. Angular impulses were not related to either V. O 2 or the muscular efficiency. IE 360 was not correlated with either O 2 or muscular efficiencies, while IE 180 was significantly negatively correlated with V. O 2 (r 2 = 0.51) and positively related with NE (r 2 = 0.49). The inter-individual differences in crank torque production, as investigated by angular impulse values, did not explain inter-individual differences in muscular efficiency. The lack of relationships between O 2 or muscular efficiencies and IE 360 could be due to the fact that IE 360 is equally influenced by both low and high pedal forces produced during the upstroke and downstroke phases, respectively, while metabolic energy is mainly consumed during high pedal forces of the downstroke phase. Finally, when measured during the downstroke phase, inter-individual differences in pedalling effectiveness could partly be related to the variations of muscular efficiency observed among subjects in cycling. V. V. Keywords: pedalling effectiveness, muscular efficiency, angular impulse, downstroke, oxygen uptake 2

1 Introduction Muscular efficiency is defined as the ratio of the mechanical energy produced to the metabolic energy expenditure [3, 8, 25]. In cycling, even at a given power output and pedalling rate and under optimised conditions, inter-individual variations of muscular efficiency range from 0.3 to 2.2 % [8, 13, 15, 17]. Inter-individual differences in crank torque production were also reported in the literature [5, 18]. These differences among subjects in producing positive and negative crank torque during the downstroke and upstroke phases, respectively, when cycling at a constant power output and pedalling rate could be related to muscular efficiency variations. Indeed, muscular force production is a key determinant of metabolic energy cost in running [10]. Thus, it could be hypothesized that in cycling, the crank torque production as investigated by assessing the angular impulse [21] is related to muscular efficiency. Furthermore the pedalling effectiveness concept was proposed [11] and is based on the fact that during cycling two main forces are acting at the foot-pedal interface: the effective force which is tangential to the crank rotation and produce work and the ineffective force which is radial to the crank rotation. The pedalling effectiveness is then defined as the ratio of the tangential force to the total force exerted by the foot on the pedal [11]. As radial forces are produced without mechanical work production but with metabolic energy consumption, this pedalling effectiveness index should then be related to variations of muscular efficiency in cycling. Indeed, pedalling effectiveness decreases while oxygen uptake increases [19]. Moreover, the lower values of muscular efficiency in cycling compared to the isolated muscle efficiency (i.e. 29 %) [27] have been explained by the energy consumption due to the wasted forces applied on the pedals [3]. Thus, it could be then hypothesized that inter-individual differences of pedalling effectiveness observed among individuals at a fixed power output and cadence [5, 20, 21] could be related to muscular efficiency variations. However, Lafortune and Cavanagh (1983) did not find any significant correlation between these two parameters (p < 0.1; r = 0.43). In their study, cycling effectiveness was assessed during the whole pedal revolution whereas instantaneous cycling effectiveness [20, 22] or cycling effectiveness calculation during the downstroke phase [5] have been now proposed in the literature. However, to the best of our knowledge, the cycling effectiveness of the downstroke phase has never been related to muscular efficiency and thus should be further investigated. 3

Finally it is also important to note that mechanical characteristics of the measurement device could influence pedalling effectiveness and muscular efficiency values. For instance, Lafortune and Cavanagh (1983) measured pedal forces using force transducers fixed under the pedals that could induce pedalling pattern alterations due to extra weight and inertia of the pedals. Thus, it would be relevant to revisit the pedalling effectiveness-muscular efficiency relationship using a measurement method that does not change dimensions and inertia of the pedals. Therefore, the aim of this study was to clarify if inter-individual differences in crank torque production and/or pedalling effectiveness influence the variations of muscular efficiency observed among subjects in cycling. 2 Methods 2.1 Subjects A group of 11 healthy male subjects volunteered to participate in this study. Prior to the testing, an informed consent was obtained from each subject. Mean age, body mass, body height and maximal oxygen uptake ( V. O 2max) ± SD for all descriptives were 24 ± 2 years, 70.9 ± 6.6 kg, 176 ± 4 cm and 54.1 ± 7.7 ml.min -1.kg -1 respectively. All subjects were physically well-trained; some of them had past cycling experience. 2.2 Protocol. ( 2rest Oxygen uptake at rest VO ) was measured while subjects remained seated on the ergometer motionless. It was followed by a warm-up period of 10 minutes performed on the cycle ergometer at 80 revolutions per minute (rpm) with a friction force not exceeding 15 N. After a 5 minute rest period, each subject was asked to perform a 5 minute bout of steady state cycling at 160 Watts corresponding to a submaximal work load of 59.5 (9.3) % measured in a previous session. This power level would theoretically assure us that all subjects were at submaximal effort. The pedalling rate was kept constant at 80 rpm during the whole test by using an auditory metronome. Oxygen uptake ( V. V. O 2max O 2) and pedal forces were measured at 4 30 during respectively 30 s and 8 s. Blood sample was taken at the fingertip for lactate concentration determination at the end of the bout. 4

2.3 Apparatus During the test, pulmonary gas exchanges were measured using a computerized system (CPX/D, Medical Graphics, St Paul, MN USA). The oxygen consumption ( VO2 in L.min -1 ) and the carbon dioxide production ( V. CO 2 in L.min -1 ) were determined from the gas analyser system calibrated prior to testing with gases of known concentrations. The respiratory exchange ratio (RER) was determined from these two parameters. Blood lactates concentration ([Lactate] in mmol.l -1 ) was analysed by an electro-enzymatic technique (YSI 2300, Yellow Spring Instrument, Yellow Spring, USA). A typical friction-loaded cycle ergometer (Monark type 818E, Stockholm, Sweden) was equipped with specific transducers according to Arsac et al. (1996). The friction force applied by the tension of the belt surrounding the flywheel was measured by means of a strain gauge (FGP Instrumentation type FN3030 0-20daN, les Clayes sous Bois, France). The flywheel displacement was calculated with an accuracy of 11815 points per pedal revolution (gear ratio of 52:14) using an incremental encoder (Hengsler type RI32-0-100 AR11, 2 channels, 100 pts/turn, Aldingen, Germany) fixed on a castor (Ø65 mm) linked to the flywheel. The distance travelled by one point on the rim of the flywheel was 6 m for one pedal revolution, allowing a simple conversion from angular to linear velocity. The rear horizontal position of the crank of the right pedal could be detected by a magnetic transducer (Omron type E2EG-X5MB1, Fontenay sous Bois, France). The pedals were equipped with toeclips. The crank length was 0.17 m. The mass and the radius of the flywheel were 22.5 kg and 0.26 m respectively. To obtain an accurate measurement of the flywheel inertia, the method proposed by Lakomy (1986) was used. In order to calculate 3D forces exerted on both pedals, the chainring, gear mechanism, the cranks and the pedal system were separated from the bicycle frame and tightly fixed on a force platform (Kistler type 9281B, Wintertur, Switzerland) by means of a specially designed steel part providing high stiffness and rigid connection. The bicycle frame, including flywheel and friction system was fixed aside from the force platform in order to avoid any mechanical contact with either the gear mechanism or the steel part in such a way that the original dimensions of the whole bicycle were maintained. The force platform used was equipped with four piezo-electric transducers measuring each 3D forces applied [16].. 5

2.4 Methods and analysis Signals from the strain gauge, displacement encoder and position transducer were sampled at 200 Hz on a PC computer via a specially designed interface card. The interface card included a strain gauge signal conditionner (Analog Device 1B31AN, Norwood, Mass, USA), a 12 bit A/D converter (Analog Device AD574AJD, Norwood, Mass, USA) for force measurements and a 12 bit counter (Hewlett Packard type HCTL-2000, Palo Alto, Calif, USA) for displacement and position measurements. At the same time the 12 force channels (4 transducers 3 dimensions) given by the force platform were connected to an amplifier (Kistler type 9861A, Wintertur, Switzerland) and simultaneously sampled at 200 Hz on the same PC via a 12 bit A/D converter (Keithley Metrabyte type DAS-8, Taunton, Mass, USA). The instantaneous force and displacement data were low pass filtered (Butterworth 4 th order with no phase lag) with a cut-off frequency of 25 Hz. Pedal forces computation: From the three dimensional forces and torques computed at the forceplate level and at the chain level and knowing all dimensions of the apparatus and the instantaneous crank angle (α) in relation to the rear horizontal position, the three dimensional pedals forces could be determined by applying the 6 fundamental mechanical equations (i. e. Σ F = 0, Σ M = 0) with an accuracy better than 4 %. The details of the pedal forces computation have been described elsewhere [16]. From the three dimensional pedal forces it was possible to assess the total force (F TOT ) applied on each pedal and the angle (β) between F TOT and the horizontal line. The effective force (F E ) tangential to the crank displacement and the radial force (F RAD ) along the crank were assessed according to the trigonometric laws using F TOT and the angle between F TOT and F RAD obtained by combining α and β (Fig. 1). Mechanical power output: Power output at the flywheel level (P in Watt) was computed as the product of total force and flywheel velocity: P = (F + F ) V [Eq.1] I F where F F (N) was the friction force, F I (N) the force to overcome flywheel inertia and V (m.s - 1 ) the flywheel linear velocity determined using a first order derivation of the flywheel displacement. 6

Calculation of muscular efficiencies: The following equations were used to calculate the gross efficiency (GE) and also the net efficiency (NE) where the energy expended at rest was subtracted from the total amount of energy expended [8, 25]: W GE =. V O2 Eq 100 [Eq.2] NE =. (VO [Eq.3] where W was the mechanical work production (J) measured on the cycle ergometer corresponding to the product between P and time (s), V O2 was the oxygen consumption (L.min -1 ),. W. V O was the oxygen consumption at rest (L.min -1 ), E q was the energy equivalent 2rest 100 2 VO2rest ) Eq of one litre of oxygen based on RER values [14].. Kinetic data: Kinetic data were analysed during nine complete and successive crank revolutions. To investigate the inter-individual differences in the crank torque production, the following parameters were calculated: angular impulse (expressed in N.s) during the whole pedal revolution (I), during the positive and negative phases (I+ and I- respectively) and during the downstroke and upstroke phases (Idown and Iup respectively) could be assessed as the integration of the torque-time curve (Fig. 2). Parameters presented were averaged on both pedals. Positive and negative phases represented crank angles values where crank torque was positive and negative respectively. The downstroke phase corresponded to crank angle values between the top dead centre (i.e. 0 ) and the bottom dead centre (i.e. 180 ) whereas the upstroke phase defined crank angle values from 180 to 360. The following equations were used to calculate the pedalling effectiveness as the percentage of the applied linear impulse that was used to generate angular impulse in two different intervals, i.e. the whole pedal revolution (IE 360 ) and during the downstroke phase (IE 180 ) according to Coyle et al. (1991): IE 360 0 2π 0 2π FE (θ) dθ 100 FTOT(θ) dθ = [Eq.4] 7

IE 180 π 0 π FE (θ) dθ 0 100 FTOT(θ) dθ = [Eq.5] where both F E and F TOT were assessed as the sum of both pedals for IE 360 and as the components of the downstroke pedal for IE 180. 2.5 Statistics Pearson s correlation coefficient was used to determine the significance of the relationships between the angular impulse values (I, I+, I-, Idown and Iup) and V. O 2 on one hand and GE and NE on the other hand. Moreover these statistical tests were also performed on the relationships between the pedalling effectiveness (IE 360, IE 180 ) and and NE on the other hand. The level of significance was set at p < 0.05. V. O 2 on one hand and GE 3 Results One subject was excluded from further analysis because he reached [Lactate] value of 5.1 mmol.l -1 indicating involvement of the anaerobic metabolism [24] which could bias the muscular efficiency determination. Mean ± SD values of P, RER and [Lactate] values were 161 ± 4.3 Watts, 0.87 ± 0.04 and 3.0 ± 1.2 mmol.l -1 respectively. Moreover V. O 2, GE and NE, angular impulse (I, I+, I-, Idown and Iup) and pedalling effectiveness (IE 360, IE 180 ) are presented in Table 1. Furthermore, the correlation matrix presented in Table 1 showed that none of the angular impulse values correlated with V. O 2, GE or NE. IE 360 was not correlated with neither V. O 2 nor muscular efficiency while IE 180 was significantly negatively related to V. O 2 (Fig. 3). Furthermore IE 180 showed a tendency to be related to GE and was significantly positively correlated with NE (Fig. 4). 4 Discussion The GE mean value (19.5 %) was in agreement with previous studies at the same cadence and comparable power output [2, 8, 17, 23] as well as the 22.6 % mean NE value [2, 8]. 8

Angular impulse values were in agreement with those presented in Sanderson and Black (2003) according to the power output discrepancies. The I+ and I- were similar to the Idown and Iup, respectively, what showed that positive and negative crank torques were mainly produced during the downstroke and upstroke phases respectively when pedalling with toe clips. Therefore, pedalling effectiveness analysis could be later simplified by only taking into account the downstroke and upstroke phases, which closely represent the propulsive and passive phases of the crank revolution. As no significant relationship was found between any angular impulse parameters and neither V. O 2 nor GE and NE, the inter-individual differences in crank torque production did not explain the muscular efficiency variations among subjects. It then seems that the different strategies in generating an average angular impulse over a whole pedal revolution (i.e. more or less angular impulse during the downstroke and upstroke phases) had no impact on either V. O 2 or muscular efficiency. Otherwise said, a higher positive crank torque production seems not to be associated with a higher oxygen uptake and/or with a lower muscular efficiency when cycling at a constant power output and pedalling rate. IE 360 mean value was in agreement with the literature at comparable power output and cadence (48 % at 155 W and 60 rpm in Lafortune and Cavanagh 1983; 40 % at 200 W and 80 rpm in Patterson and Moreno 1990) when taking into account the effect of cadence and work load on pedalling effectiveness [18, 20]. Additionally, the IE 180 mean value of 70.8 % was comparable to the 74.8 % found by Coyle et al. (1991) even if the power was lower in the present study (160 W vs. 330 W). These values indicate that even if the mechanical work done in cycling can be accurately measured by a cycloergometer [1, 12] an important muscle force production goes unmeasured because of the wasted forces at the foot-pedal linkage (i.e. F RAD ). The lack of relationship between IE 360 and V. O 2 could be expected from the data reported by Lafortune and Cavanagh (1983) who did not find any significant relationship between the net efficiency and IE 360 (p < 0.1; r = 0.43). However, IE 180 and V. O 2 were significantly related. These relationships could be further interpreted by looking at the muscular efficiency values. Thus there was no relationship between IE 360 and either GE or NE. Therefore, the mechanical modification of the properties of the pedals encountered in this previous study was not the reason for this lack of significance as hypothesized above because these pedals mechanical properties remained unchanged with the method used in the present study [16]. This indicates 9

that either the muscular efficiency variations are not related to the pedalling effectiveness or that the parameters used to describe this relationship were not relevant. Typical pedalling pattern show pedal forces during the recovery phase that are considerably smaller than the pedal forces applied during the downstroke phase [7, 18, 19, 21]. These smaller forces have an equal impact in terms of IE 360 calculation, as do the large forces, but certainly not in terms of metabolic consequences and therefore muscular efficiency [20]. For this reason, calculating pedalling effectiveness on the whole pedal revolution seemed not relevant. Furthermore, previous studies showed negative F E on the pedal in the recovery [7, 21] even if cyclists used toeclips as in this present study. This indicates that if cyclists do not pull up on the pedal during the recovery phase then the force produced during the pushing phase will be partly used to lift up the contra-lateral leg. Consequently the majority of the metabolic energy will be necessary during the downstroke phase, so it might be relevant to assess the pedalling effectiveness only during this downstroke phase (i.e. over segment of the pedal stroke as previously hypothesized by Sanderson in 1991 and done by Coyle et al. in 1991) in order to explain inter-individual differences in muscular efficiency. Then pedalling effectiveness, when calculated during the downstroke phase (IE 180 ) tended to be correlated with GE and was significantly related to NE (Fig. 4). The discrepancy in the significance between the IE 180 - V. O 2 and IE 180 -GE relationships was probably due to the inter-individual variations of power output and RER which are taken into account in GE. Moreover, analysing NE seems to be more relevant than GE as it better describes the metabolic work due solely to the exercise because resting energy is subtracted. Furthermore this pointed out the influence of F E and F RAD on the metabolic work in cycling. At constant power output and cadence, F E remains equal among subjects as power depends on torque (F E ) and angular velocity (cadence). Consequently F RAD will explain the difference in pedalling effectiveness between subjects, i.e. the higher the F RAD the lower the pedalling effectiveness. Given that F RAD represents wasted forces and thus useless supplementary energy consumption, a higher F RAD will also induce a lower muscular efficiency. These results were obtained for a heterogeneous group of non skilled cyclists. This kind of group was chosen instead of a homogeneous one to obtain substantial inter-individual variations in the different parameters, as relationships investigated were based on these interindividual differences. However, these differences might not have been too high as standard deviation values found in the present study were comparable to the literature for 10

homogeneous groups, e.g. for the muscular efficiency (Nickleberry and Brooks, 1996) and pedalling effectiveness (Coyle et al., 1991). An enhanced pedalling effectiveness concept would take into account only the muscular component in the assessment of pedalling effectiveness in order to be more accurate in the relationship with GE and NE. This would require a complex methodology using inverse dynamics to determine the non-muscular components due to (i) gravitational effect and (ii) inertial effect induced by the lower limbs as proposed by Kautz and Hull (1993). Thus, in addition to pedalling effectiveness, measurements including kinematics, inverse dynamics and nervous control of muscles could be of interest in order to further understand the mechanical factors influencing cycling efficiency. In addition, it has been shown that the pedalling rate [4] and the muscle fibre distribution [6] could also influence the muscular efficiency. However it remains difficult to make any assumption about the possible influence of these parameters on the present relationships, as a single pedalling cadence was investigated and as muscle fibre distribution was not measured. 5 Conclusion When cycling at a given cadence and power output, the inter-individual variations of muscular efficiency are not explained by the differences among subjects in producing crank torque. Moreover the pedalling effectiveness, when assessed during the whole pedal revolution does not further explain these muscular efficiency variations because the main metabolic energy is consumed during the downstroke phase. As a consequence, when measured during the downstroke phase, inter-individual differences in pedalling effectiveness could be partly but significantly related to the variations of the oxygen uptake and the net efficiency observed among subjects in the present study. Therefore, this downstroke pedalling effectiveness provides a good parameter to explain the muscular efficiency during submaximal cycling. The experiments comply with the current laws of the country in which they were performed. 11

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Table 1 Metabolic parameters V. O 2 (L.min -1 ) GE (%) NE (%) Mechanical parameters Mean ± SD 2.4 ± 0.1 19.5 ± 1 22.6 ± 1.2 Angular impulse (N.s) 13.1 ± 0.4 0.24 0-0.12 Positive angular impulse (N.s) 16.6 ± 1.6 0.23-0.13-0.05 Negative angular impulse (N.s) -3.5 ± 1.4-0.2 0.16 0.02 Downstroke angular impulse (N.s) 16.3 ± 1.7 0.21-0.13-0.04 Upstroke angular impulse (N.s) -3.2 ± 1.5-0.17 0.16 0.01 IE 360 (%) 43.1 ± 4.7-0.21 0.15 0.03 IE 180 (%) 70.8 ± 1.5-0.72 0.44 0.7 Table 1: Mean ± SD of the metabolic and mechanical parameters calculated during the 160 Watts bout. IE 360 and IE 180 represent the pedalling effectiveness during the whole pedal revolution and the downstroke phase respectively. V. O 2, GE and NE represent the oxygen uptake, the gross efficiency and the net efficiency respectively. Values within the double line frame represent the correlation matrix between the parameters (correlation coefficient values). : significant relationship (p < 0.05). 14

Figure captions Fig. 1: The pedal forces computation: the total pedal force (F TOT ), the instantaneous crank angle (α) in relation to the rear horizontal pedal position, the angle (β) between F TOT and the horizontal line, the effective force (F E ) tangential to the crank displacement and the radial force (F RAD ) along the crank. Fig. 2 : Typical crank torque applied on right (gray line) and left (black line) pedals during one crank revolution (expressed in degree) at 160 Watts and 80 rpm allowing to define the angular impulse parameters. Data were averaged on 9 cycles. Fig. 3 : Relationship between the oxygen uptake ( V. O 2) and the pedalling effectiveness during the downstroke phase (IE 180 ) calculated during the exercise bout at 160 Watts and 80 rpm for all subjects (p < 0.05). Fig. 4 : Relationship between the gross efficiency (GE) and the pedalling effectiveness during the downstroke phase (IE 180 ) (grey triangles; Non Significant) and between the net efficiency (NE) and IE 180 (black circles; p < 0.05) for all subjects during the exercise bout at 160 Watts and 80 rpm. 15

Fig. 1 F E F TOT Direction of rotation β F RAD α Fig. 2 Crank torque (N.m) 50 40 30 20 10 0-10 Crank angle ( ) 90 180 270 360 16

Fig. 3. V0 2 (L.min -1 ) 2.7 2.6 2.5 2.4 r 2 = 0.51 ; p < 0.05 2.3 2.2 67 68.5 70 71.5 73 IE 180 (%) Fig. 4 Muscular efficiency (%) 25 23 NE ; r 2 = 0.49 ; p < 0.05 21 19 GE ; r 2 = 0.19 ; NS 17 67 68.5 70 71.5 73 IE 180 (%) 17

Annexes ANNEXE IV ZAMEZIATI Karim, MORNIEUX Guillaume, ROUFFET David, BELLI Alain (2005) Relationship between the increase of effectiveness indexes and the increase of muscular efficiency with cycling power. European Journal of Applied Physiology Sous Presse

Eur J Appl Physiol (2005) DOI 10.1007/s00421-005-0077-5 ORIGINAL ARTICLE Karim Zameziati Æ Guillaume Mornieux David Rouffet Æ Alain Belli Relationship between the increase of effectiveness indexes and the increase of muscular efficiency with cycling power Accepted: 25 September 2005 Ó Springer-Verlag 2005 Abstract We determined the index of effectiveness (IE), as defined by the ratio of the tangential (effective force) to the total force applied on the pedals, using a new method proposed by Mornieux et al. (J Biomech, 2005), while simultaneously measuring the muscular efficiency during sub-maximal cycling tests of different intensities. This allowed us to verify whether part of the changes in muscular efficiency could be explained by a better orientation of the force applied on the pedals. Ten subjects were asked to perform an incremental test to exhaustion, starting at 100 W and with 30 W increments every 5 min, at 80 rpm. Gross (GE) and net (NE) efficiencies were calculated from the oxygen uptake and W Ext measurements. From the three-dimensional force s measurements, it was possible to measure the total force (F Tot ), including the effective (F Tang ) and ineffective force (F Rad+Lat ). IE has been determined as the ratio between F Tang and F Tot, applied on the pedals for three different time intervals, i.e., during the full revolution (IE 360 ), the downstroke phase (IE 180 Desc ) and the upstroke phase (IE 180 Asc ). IE 360 and IE 180 Asc were significantly correlated with GE (r=0.79 and 0.66, respectively) and NE (r=0.66 and 0.99, respectively). In contrast, IE 180 Desc was not correlated to GE or to NE. From a mechanical point of view, during the upstroke, K. Zameziati (&) Æ G. Mornieux Æ A. Belli Departement des Sciences et Technologies des Activités Physiques et Sportives-Unité PPEH, Universite de Saint Etienne, Saint Etienne, France E-mail: karim.zameziati@univ-st-etienne.fr Tel.: +33-477-120733 Fax: +33-477-127229 K. Zameziati Dipartimento di Scienze e Tecnologie Biomediche, Sezione di Fisiologia, Università di Udine, Udine, Italy D. Rouffet UFR-STAPS, Universite Lyon I, Lyon, France K. Zameziati Me decine du Sport et Myologie, Hoˆ pital Bellevue, CHU Saint Etienne, 42055 Saint-Etienne Cedex 2, France the subject was able to reduce the non-propulsive forces applied by an active muscle contraction, contrary to the downstroke phase. As a consequence, the term passive phase, which is currently used to characterize the upstroke phase, seems to be obsolete. The IE 180 Asc could also explain small variations of GE and NE for a recreational group. Keywords Efficiency Æ Pedalling effectiveness Æ Pedal forces Introduction Muscular efficiency has been extensively studied in the literature (e.g., Whipp and Wasserman 1969; Di Prampero 2000) and is classically defined as the ratio of the mechanical work produced to the overall metabolic energy expenditure (gross efficiency, GE). To take into account the oxygen uptake at rest (about 0.3 l min 1 for a subject sitting on the bicycle), Gaesser and Brooks (1975) introduced the concept of net efficiency (NE), i.e. the ratio of the mechanical power to the energy expenditure above that of rest. Both GE and NE, during cycling, increase significantly with increasing intensity below 70% of the maximal aerobic power (MAP) at constant pedalling rate. Indeed, GE increased from 10 to 19%; and NE from 15 to 22%, for an increase in external power output (W Ext ) from 33 to 133 W (Gaesser and Brooks 1975; Chavarren and Calbet 1999; Mourot et al. 2004). Cavanagh and Kram (1985) described two possible mechanisms whereby the relationship between W Ext and energy expenditure could be modified: (i) by the link between muscles and the skeleton (i.e., muscle action may be mechanically influenced by joint geometry and corresponding lever arms and fibre length) and (ii) by the link between the human and the ergometer. The second link seems to be very relevant during cycloergometric exercise. Indeed, applying optimally oriented forces on the pedal is a major component of skilled performance, thus leading to the introduction of the term force effectiveness, in

cycling, to quantify the ratio between total force applied (F Tot ) and the only useful component, i.e., the propulsive force, which is tangential to the crank rotation (F Tang ). The effectiveness has been computed during the full revolution (IE 360 ) (Davis and Hull 1981) or only during the propulsive phase (IE 180 Desc ) (Coyle et al. 1991). Coyle et al. (1991) obtained a value of IE 180 Desc of 75% at 330 W, while Patterson and Moreno (1990) described a significant increase in IE 360, with an increasing workload (e.g. 27 and 40% at 100 and 200 W, respectively). Therefore, an increase in exercise intensity seems to be associated with an optimization of the force applied on the pedals, and a decrease in effectiveness leads to an increased oxygen uptake (Patterson and Moreno 1990). However, to the best of our knowledge, the possible link between the orientation of forces on the pedals and the change in the muscular efficiency, during sub-maximal cycling tests, are quite rare in the literature. Only Lafortune and Cavanagh (1983) have obtained a correlation, albeit not significant (r=0.43), between changes in NE and the index of effectiveness (IE). This lack of relationship could be partly explained by the methods utilized to measure the total force applied to the pedals. In addition, changing the dimensions of the pedals (e.g., by fixing force transducers) can also mechanically modify the parameters, thus inducing slight changes in the oxygen consumption (Too 1990). However, a recent method allowed us to improve the accuracy of effectiveness measurement, by assessing the forces in three dimensions without modifying the mechanical properties of the pedals (Mornieux et al. 2005). The aim of this study was then: (i) to measure different IEs using a new method, while simultaneously determining the muscular efficiency at different workloads in sub-maximal cycling tests and, (ii) to verify whether a part of the changes in muscular efficiency could be explained by a better optimization of the force applied on the pedals. Methods Subjects and training A group of ten healthy male subjects volunteered to participate in this study. Mean (SD) age, body mass, body height, maximal oxygen uptake ðv : O 2 maxþ; maximal external power output (W Ext.max ) and [La] were 26 (1) years, 69 (12) kg, 1.76 (0.04) m, 58 (6) ml min 1 kg 1, 273 (32) W and 14 (2) mmol l 1, respectively. All subjects were highly trained in different physical activities (e.g., soccer, running, race and sprinting). However, highly trained cyclists were not selected to avoid adaptations due to their specific training (Coyle et al. 1991; Takaishi et al. 1998). All subjects were informed of the experimental protocol and of its potential risks and gave written consent prior to their participation. General laboratory testing sequence Before the test, a 10-min warm up was performed on a cycle ergometer at 80 rpm, with a friction force not exceeding 15 N. This was followed by 5 min of rest, with the subjects remaining seated on the ergometer to determine their resting oxygen consumption ðv : O 2 RestÞ: Each subject was asked to perform an incremental test to exhaustion, starting at 100 W, with 30 W increments every 5 min, at a constant pedalling rate of 80 rpm, imposed by an auditory metronome. Oxygen uptake ðv : O 2 Þ and the pedal forces were measured at 4 min 30 s during 30 and 16 s, respectively. Blood samples were taken from the fingertip for lactate determination at the end of each step. Instrumentation Oxygen consumption ( V : O 2 in ml min 1 kg 1 ), carbon dioxide production ( V : CO 2 in ml min 1 kg 1 ) and the respiratory exchange ratio (R), i.e., V : CO 2 =V : O 2, were monitored during the entire test by means of a gas analyzer system (CPX/D, Medical Graphics, St. Paul, MN, USA) and stored on a personal computer. The V : O 2 ; V : CO 2 and (R) were averaged during the last 60 s of each power stage at a steady state. The gas analyzer was calibrated using gases of known concentrations, both before and after each test. Blood lactates concentration [La] (in mmol l 1 ) was analyzed by an electro-enzymatic technique (YSI 2300, Yellow Spring Instrument, Yellow Spring, USA). A typical friction-loaded cycle ergometer (Monark type 818E, Stockholm, Sweden) was equipped with specific transducers, according to Arsac et al. (1996). The friction force, applied by the tension of the belt that surrounds the flywheel, was measured by means of a strain gauge (FGP Instrumentation type FN3030 0-20daN, les Clayes sous Bois, France). The flywheel displacement was calculated with an accuracy of 11,815 points per pedal revolution (gear ratio of 52:14), using an incremental encoder (Hengsler type RI32-0- 100 AR11, 2 channels, 100 points per turn, Aldingen, Germany) fixed on a castor (Ø65 mm) linked to the flywheel. The distance traveled by one point on the rim of the flywheel was 6 m for one pedal revolution, allowing a simple conversion from angular to linear velocity. The rear horizontal position of the crank of the right pedal could be detected by a magnetic transducer (Omron type E2EG-X5MB1, Fontenay sous Bois, France). The pedals were equipped with toe clips. The crank length was 0.17 m. The mass and the radius of the flywheel were 22.5 kg and 0.26 m, respectively. To obtain an accurate measurement of the flywheel inertia, the method proposed by Lakomy (1986) was used. In order to calculate the three-dimensional forces exerted on the pedals, the chainring, gear mechanism, the cranks and the pedal system were separated from the bicycle frame and tightly fixed on a force platform

(Kistler type 9281B, Wintertur, Switzerland), by means of a specially designed steel part providing high stiffness and rigid connection. The bicycle frame, including the flywheel and friction system, was fixed aside from the force platform, in order to avoid any mechanical contact with either the gear mechanism or the steel part, and in such a way that the original dimensions of the whole bicycle were maintained. The force platform used was equipped with four piezo-electric transducers, each measuring the three-dimensional forces applied (for details see Mornieux et al. 2005). Apparatus for measuring cycling technique Signals from the strain gauge, displacement encoder and position transducer were sampled at 200 Hz on a PC computer, via a specially designed interface card, which included a strain gauge signal conditioner (Analog Device 1B31AN, Norwood, MA, USA), a 12-bit A/D converter (Analog Device AD574AJD, Norwood, MA, USA) for force measurement and a 12-bit counter (Hewlett Packard type HCTL-2000, Palo Alto, CA, USA) for displacement and position measurements. At the same time, the 12 force signals (four transducers three dimensions) from the force platform were connected to an amplifier (Kistler type 9861A, Wintertur, Switzerland) and simultaneously sampled at 200 Hz on the same PC, via a 12-bit A/D converter (Keithley Metrabyte type DAS-8, Taunton, MA, USA). The instantaneous force and displacement data were low pass filtered (Butterworth fourth order with no phase lag) with a cut-off frequency of 25 Hz. the range of W Ext to estimate GE and NE was lower than 70% of MAP and (iii) the level of [La] did not exceed 4.5 mmol l 1. Pedal forces computation From three-dimensional pedal forces and torques, computed at the force platform level and at the chain level, and knowing all dimensions of the apparatus and the instantaneous crank angle (a) in relation to the rear horizontal position, the three-dimensional pedal forces could be determined by applying the six fundamental mechanical equations (i.e. R~F ¼ 0; R ~M ¼ 0) with an accuracy better than 4%. The details of the pedal forces computation have been described elsewhere (Mornieux et al. 2005). From the three-dimensional pedal forces (i.e. the vertical force (F V ), the anterior posterior force (F H ) and the medio-lateral force (F Lat )), it was possible to measure the total force (F Tot ) applied on each pedal. From the vertical and horizontal pedal forces, it was possible to measure a resultant force (F R ) applied on each pedal in the plane of the crank as well as the angle (b) between F R and the horizontal line. The effective force (F Tang ), tangential to the crank displacement, was measured according to trigonometric laws, using F R and the angle combination from a and b (Fig. 1). The radial force (F Rad ) along the crank was defined from F R and F Tang, using basic geometry. F Lat obtained directly from the three-dimensional pedal forces measurement was added to F Rad to measure the ineffective force (F (Rad+Lat) ). Calculations Calculation of muscular efficiencies W Ext GE ð%þ ¼100 V : O 2 Eq 0 NE ð%þ ¼100 @ V : O 2 V : A O 2 Rest Eq! W Ext 1 ð1þ ð2þ where V : O 2 is the oxygen consumption at steady state (l s 1 ), V : O 2 Rest was the oxygen consumption at rest (l s 1 ) and Eq=20.9 kj l 1 is the energetic equivalent for O 2 (which is strictly true only for a respiratory quotient of 0.96). To obtain a valid determination of muscular efficiency, the oxygen consumption was measured at steady state and under strict aerobic conditions, i.e., at an intensity lower than the anaerobic threshold (restriction of lactate accumulation). To this aim: (i) steady state time was set at 4 min for each step until exhaustion, (ii) Fig. 1 Resultant force (F R ) applied to the pedal in the plane of the crank; effective force (F Tang ) tangential to the crank displacement and radial force (F Rad ) along the crank. In the figure, a is the instantaneous crank angle in relation to the horizontal pedal position and b is the angle between F R and the horizontal

External power output External power output at the flywheel level (W Ext in Watt) was computed as the product of total force and flywheel velocity: W Ext ¼ðF I þ F F ÞV ð3þ where F F (N) is the friction force, F I (N) the force to overcome flywheel inertia and V (m s 1 ) the flywheel linear velocity, determined using a first order derivation of the flywheel displacement. Calculation of the pedalling effectiveness The following equations were used to calculate the pedalling effectiveness as the percentage of the applied linear impulse, which was used to generate angular impulses in three different intervals, i.e., during the full revolution (IE 360 ), the downstroke phase (IE 180 Desc ) and the upstroke phase (IE 180 Asc ), according to Coyle et al. (1991): IE 360 ð% Þ ¼ R 2p IE 180 Desc ð% Þ ¼ IE 180 Asc ð% Þ ¼ 0 F Tang ðhþdh R 2p 0 F Tot ðhþdh R p 0 F TangðhÞdh R p 0 F TotðhÞdh 100 R 2p p 100 ð4þ ð5þ F TangðhÞdh R 2p p F 100 ð6þ TotðhÞdh where both F Tang and F Tot were measured as the sum of both pedals for IE 360 and as the components of the downstroke pedal, for IE 180 Desc, and the upstroke pedal, for IE 180 Asc. The crank angle was h. Statistics non negligible involvement of anaerobic metabolism (Sjo din and Jacobs 1981). Therefore, they were excluded from further analysis. The mean value of [La] for all remaining subjects, in the sub-maximal condition was [mean (SD)] 2.7 (1) mmol l 1. Below 60% of maximal oxygen uptake Below 60% of maximal oxygen uptake (corresponding to W Ext of [mean (SD)] 164 (29) W), the average values of V : O 2 ; GE and NE [mean (SD)] were 34 (7) ml min 1 kg 1, 19 (2) and 22 (4) %, respectively. The mean values of IE 360, IE 180 Desc and IE 180 Asc were [mean (SD)] 43 (7), 70 (2) and 34 (14) %, respectively. GE and NE were significantly and positively correlated with W Ext (r=0.79, P 0.01; r=0.64, P 0.01, respectively; Fig. 2). Gross efficiency was significantly and positively correlated with IE 360 and IE 180 Asc (r=0.79, P 0.01; r=0.66, P 0.01, respectively; Fig. 3a c). NE was significantly and positively correlated with IE 360 and IE 180 Asc (r=0.66, P 0.01; r=0.54, P 0.01, respectively; Fig. 3a c). However, GE and NE were not correlated with IE 180 Desc (r=0.23 and 0.28, respectively; Fig. 3b). Beyond 60% of maximal oxygen uptake Beyond 60% of maximal oxygen uptake (corresponding to W Ext of [mean (SD)] 268 (35) W), the average values of IE 360,IE 180 Desc,andIE 180 Asc were [mean (SD)] 59 (7), 73 (4) and 4 (23) %, respectively. The F Tang360, F Tang180 Desc and F Tang180 Asc values were [mean (SD)] 191 (32), 197 (20) and 4 (15) N, respectively. The F (Rad+Lat)360, F (Rad+Lat)180 Desc and F (Rad+Lat1)80 Asc values were [mean (SD)] 131 (21), 181 (31) and 47 (8) N, respectively. Pearson s correlation test was then used to check eventual changes in GE, NE, IE 360, IE 180 Desc, IE 180 Asc, F Tang360, F Tang180 Desc, F Tang180 Asc, F (Rad+Lat)360, F (Rad+Lat)180 Desc and F (Rad+Lat)180 Asc, with increasing W Ext. Pearson s correlation test was then used to find out whether the variation in GE and NE could be linked to effectiveness changes (i.e. IE 360, IE 180 Desc and IE 180 Asc ). Statistical significant level was accepted for P 0.05. Results Subject characteristics and responses Two subjects reached [La] values higher than 4.5 mmol l 1 in sub-maximal conditions (at 60 (10) % of maximal oxygen uptake), which was considered evidence for the Fig. 2 Relationship between averaged W Ext maintained during sub-maximal condition for all subjects and gross (open dots) and net (grey dots) efficiency

Entire range of work rates tested IE 360 and IE 180 Asc were significantly and positively correlated with W Ext (r=0.8, P 0.01; r=0.81, P 0.01, respectively; Fig. 4a c). IE 180 Desc was not correlated with increasing W Ext (r=0.02; Fig. 4b). Moreover, F Tang360, F Tang180 Desc, F Tang180 Asc, F (Rad+Lat)360 and F (Rad+lat)180 Desc were significantly and positively correlated with W Ext (r=0.99, P 0.01; r=0.75, P 0.01; r=0.72, P 0.01; r=0.69, P 0.01; r=0.86, P 0.01, respectively; Fig. 5a c). F (Rad+Lat)180 Asc was not correlated with increasing W Ext (r=0.2; Fig. 5c). Discussion GE and NE mean values (19 and 22% at 164 W, respectively) increased significantly with W Ext (Fig. 2), as was also reported by others at the same cadence of pedalling (Gaesser and Brooks 1975; Boning et al. 1984; Sidossis et al. 1992; Nickleberry and Brooks 1996; Chavarren and Calbet 1999). In addition, IE 360 mean values (43 and 59% at 164 and 268 W, respectively) were similar to those reported by others at comparable W Ext and pedalling frequencies (48% at 155 W and 60 rpm (Lafortune and Cavanagh 1983); 40% at 200 W and 80 rpm (Patterson and Moreno 1990). Figure 4a shows a significant linear increase in the overall effectiveness with W Ext. Since the pedal forces applied to the pedals are due to muscular action, inefficiently applied pedal forces are likely to cause inefficiency in muscular work. However, Lafortune and Cavanagh (1983) found only a non-significant correlation (r=0.43) between the net physiological efficiency and IE. They concluded that even though some subjects were applying less force to work at an equivalent W Ext, they were not necessarily more efficient. In this study, we proposed a new method to explore a possible link between muscular efficiency changes and effectiveness. Figure 3a shows that GE and NE increased significantly with IE 360 (r=0.79, P 0.01; r=0.66, P 0.01, respectively). This suggests that IE, computed during the full revolution, could play a determinant role in modulating muscular efficiency changes at a constant pedalling rate. Force data also indicate that, with increasing W Ext, the subjects tend to adopt a more effective pedalling strategy: i.e., effective propulsive force (F Tang360 ) increased to a larger extent than the ineffective one (F (Rad+Lat)360 ) (Figs. 5a, 6a, b). As described by Coyle et al. (1991), high performances were mainly assumed to depend on the capacity to generate high downstroke power between 0 and 180 crank angle. Between 0 and 180 crank angle, the present results of IE 180 Desc mean values (70 and 73% at 164 268 W, respectively) are comparable to that reported by Coyle et al. (1991) (75% at 330 W). This is consistent Fig. 3 Relationship between index of effectiveness (IE) and gross (open dots) or net (grey dots) efficiency. a Overall IE during a full revolution (IE 360 ); b IE during the downstroke (IE 180Desc ); c IE during the upstroke (IE 180 Asc ) with the absence of any significant relationship between W Ext and IE 180 Desc, as observed in this study (r=0.02; Fig. 4b). Figure 5b indicates that all subjects used a

Fig. 4 Relationship between index of effectiveness (IE) and W Ext. a Overall IE during a full revolution (IE 360 ); b IE during the downstroke (IE 180Desc ); c IE during the upstroke (IE 180 Asc ) similar strategy of effective force (F Tang180 Desc ) and ineffective force (F (Rad+Lat)180 Desc ), during the downstroke. It can be concluded from the present results, as well as from those reported by Coyle et al. (1991), that, Fig. 5 Relationship between W Ext and effective (tangential) forces (grey lozenges) or ineffective (radial + lateral) forces (open lozenges) during a full revolution (IE 360 )(a); during the downstroke (IE 180Desc )(b); during the upstroke (IE 180 Asc )(c) during the downstroke, all subjects were able to develop a value of about 70% of maximal effectiveness and maintain it at a cadence of 80 rpm independent of W Ext (e.g. 70 and 73% of IE at 164 268 W, respectively). This

Fig. 6 Average total F Tot and tangential F Tang forces of pedal loading recorded during cycling at a 160 W; b 260 W. The grey area situated between the two curves corresponds to the ineffective force F (Rad+Lat) optimal value of effectiveness seems to be constant (70%), because the subjects are not able to increase the propulsive force without increasing the non-propulsive force by an equivalent amount. Thus, the force effectiveness index during the downstroke could not be linked to changes in muscular efficiency (r=0.08; Fig. 3b). Between 180 and 360 crank angle, this stroke was commonly defined as a passive phase (Davis and Hull 1981; Lafortune and Cavanagh 1983; Ericson 1988). A consistent conclusion of the previous studies was that cyclists do not pull on the pedal during the upstroke. The pedal force recorded was mainly caused by the weight of the limb, which is moved upwards, partly, by forces applied to the contralateral pedal (Ericson 1988). However, Coyle et al. (1991) found a reduced negative torque during the upstroke, than observed previously, and concluded that this reduction in negative torque was produced by pulling up on the pedal. The mean values of IE 180 Asc recorded in this study ( 35 and 4% at 164 268 W, respectively) were similar to those reported in the literature (Coyle et al. 1991; Sanderson et al. 2000; Sanderson and Black 2003). Figure 4c shows that IE 180 Asc increases significantly with W Ext (r=0.81, P 0.01). In addition, the force data also indicate that, with an increasing W Ext, all subjects adopt a more effective recovery pedalling strategy during the upstroke; i.e., the effective force (F Tang180 Asc ) decreased continuously whereas the ineffective force (F (Rad+Lat)180 Asc ) was small and relatively constant ([mean (SD)] 50 (10) N, Fig. 5c). Figure 5c shows that, during the upstroke, a few subjects were able to develop a positive value of effective force (F Tang180 Asc ) at a high level of W Ext, as reported by Coyle et al. (1991). Figure 4c shows that GE and NE increase significantly with the IE 180 Asc (r=0.66, P 0.01; r=0.54, P 0.01, respectively). It can be suggested from these results, as well as from those reported by other authors, that, during the upstroke, increased endurance may be achieved if training focuses on maintaining an effective recovery force profile (Coyle et al. 1991; Sanderson and Black 2003).

However, as described by Sanderson and Cavanagh (1990), the IE computed during the full revolution was not sensitive to variations within the cycle. This is consistent with the IE and the pattern of forces applied (effective and ineffective), studied separately during the downstroke and upstroke phases, as observed in this study (Figs. 3b, c, 5b, c). Even if our results describe the upstroke as a key mechanical factor, its physiological impact could be discussed. Force data indicate that, with increasing W Ext, pedal forces were mainly created by isometric, and weakly by concentric and eccentric, muscular contraction (i.e., inefficient forces (F (Rad+Lat)180 Asc ) were constant and effective propulsive forces (F Tang180 Asc ) were small (Fig. 5c). Assuming a direct relationship between oxygen uptake and W Ext, Patterson and Moreno (1990) reported that isometric or non-external work producing forces result in relatively small increases in oxygen uptake, as compared to concentric muscular contraction involved during the downstroke phase. Therefore, it can be concluded from the present results, as well as from those reported by Patterson et al. (1983), that it would be awkward to interpret the significant relationship between muscular efficiency and optimization of pedalling, without taking into account the relative importance of mechanical and physiological impact of the upstroke phase. Nevertheless, this study has demonstrated that IE 180 Asc is an important factor in determining variations in muscular efficiency, at least in recreational cyclists. Conclusion In light of the previous findings, it may appear that the pattern of IE depends directly on the period of computation. From a mechanical point of view, during the upstroke, recreational subjects were able to reduce the non-propulsive forces applied by an active muscle contraction. This suggests for future experiments to redefine this period as being not only the passive phase but also the active phase. The term of passive phase currently used to describe the upstroke phase seems obsolete. Also, the IE 180 Asc could explain small variations of muscular efficiency. As a final point, the data presented here offer further insights into the comprehension of the optimal pattern of pedalling and improving effectiveness during the upstroke phase may be a key factor to make sure that subjects can achieve their maximum. References Arsac LM, Belli A, Lacour JR (1996) Muscle function during brief maximal exercise: accurate measurements on a friction-loaded cycle ergometer. 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Annexes ANNEXE V MORNIEUX Guillaume, STAPELFELDT Björn, BELLI Alain, GOLLHOFER Albert (2005) Influence of cycling experience and shoe pedal interface on the performance in submaximal cycling. European Journal of Applied Physiology Prêt pour soumission

Authors : Guillaume Mornieux 1,2, Björn Stapelfeldt 2, Albert Gollhofer 2, Alain Belli 1 Title: Influence of cycling experience and shoe-pedal interface on the performance in submaximal cycling 1 Equipe P.P.E.H., Département STAPS, Université de Saint Etienne, France 2 Institut für Sport und Sportwissenschaft, Universität Freiburg, Germany : Guillaume MORNIEUX Médecine du Sport et Myologie Hôpital Bellevue CHU Saint Etienne 42055 Saint-Etienne Cedex 2, France Tel.: (+33).4.77.12.79.85 Fax.: (+33).4.77.12.72.29 E-mail : guillaume.mornieux@univ-st-etienne.fr 1

Abstract The aim of this study was to determine if cycling experience and shoe-pedal interface have an influence on submaximal cycling performance. Therefore 8 elite cyclists (E) and 7 recreational cyclists (R) performed three different bouts at 90 rpm and at 60 % of their maximal aerobic power, consisting in cycling with single pedals (Pedal), with clipless pedals (Clipless) and with a pedal force feedback (Feedback) allowing the subjects to pull on the pedal during the recovery phase. E exhibited higher gross efficiency than R while no difference in net efficiency was observed. There was no significant difference for in positive and negative angular impulses (I+ and I-, respectively), pedalling effectiveness during the downstroke and upstroke phases (IE 180 and IE ASC, respectively), muscular efficiency and muscular activity between Pedal and Clipless for both groups. Significant higher IE 180 (5.5 %) and lower I+ (12 %), I- (40 %), IE ASC (86 %), gross (8.2 %) and net efficiency (9 %) were involved in Feedback compared to Clipless for E. Feedback showed the same modifications for R in the impulse parameters, IE 180 (16 %) and IE ASC (57 %), whereas no effect could be noted on muscular efficiency. Only the biceps femoris and the tibialis anterior muscles showed an iemg increase during Feedback for both E and R. It is not obvious that cycling experience influences the muscular efficiency, even at pedalling cadence and work rate close to those encountered during training for E. Shoe-pedal interface did not have any influence on the performance during submaximal cycling. Feedback showed that pulling on the pedal increased pedalling effectiveness, but that only R achieved this new pedalling pattern without altering their muscular efficiency. Keywords Pedalling effectiveness Muscular efficiency Muscular recruitment Feedback 2

Introduction During cycling, it was reported that experienced cyclists were able, compared to non cyclists, to better used their knee flexor muscles during the upstroke phase of the pedal, what relieve the knee extensors during the downstroke phase and lead to less pedal forces during this phase (Takaishi et al. 1998). This change in pedal forces production could imply a better muscular efficiency as these authors reported less oxygen uptake in the elite group for pedalling cadence above 75 revolution per minute (rpm) at 200 Watts. However, even if Sanderson et al. (2000) reported significant differences in impulse parameters between elite and recreational cyclists, neither Coyle et al. (1991) nor Sanderson (1991) found an influence of the cycling experience on the pedalling effectiveness. In this last study, the maximal power output of 235 Watts could not be high enough to allow elite cyclists to exhibit differences in their pedalling pattern (Sanderson 1991). Moreover, muscular efficiency seems to being related to the cycling experience (Marsh et al. 2000 ; Moseley et al. 2004 ; Nickleberry and Brooks 1996 ; Stuart et al. 1981). Only Marsh et al. (2000) tended to obtain a higher muscular efficiency in the elite group for a pedalling cadence at 95 rpm. Thus, despite the lack of obvious influence of the cycling experience on the pedalling pattern and muscular efficiency, it could be possible that this influence the performance when pedalling conditions (power and cadence) are high enough to reach elite s training conditions. The shoe-pedal interface may be a key point for cycling performance as it influences the forces transmission from the body to the bicycle. Compare to single pedals, using toe-clips was found to increase knee flexor muscles during the upstroke phase of the pedal (Ericson et al. 1985 ; Tate and Shierman 1977). According to the findings of Takaishi et al. (1998) mentioned previously, this could lead to differences in pedal forces and muscular efficiency. However, as far as we know, data reported concerning clipless remain few and do not lead to the same conclusion (Cruz and Bankoff 2001). Moreover, the shoe-pedal interface seems influencing the oxygen uptake (Lafortune and Cavanagh 1983 ; Lavoie et al. 1978) on the contrary to the pedalling effectiveness (Lafortune and Cavanagh 1983). However Lafortune and Cavanagh (1983) used pedals made of obsolete materials and Lavoie et al. (1978) compared maximal oxygen uptake. Therefore it would be relevant to measure the influence of cycling with clipless compared to single pedals to determine the influence of the shoe-pedal interface on pedal forces, muscular efficiency and muscular activity. Finally, if increasing knee flexor muscles activity during the upstroke phase would be relevant to relieve muscles during the downstroke phase of the pedal in order to achieve less pedal 3

forces and oxygen uptake (Takaishi et al. 1998), then the feedback technique could be used to force cyclists to pull on the pedal. This methodology was already used by Sanderson and Cavanagh (1990) who succeed in modifying the pedal forces application in the pedalling sector where the subjects get the representation of their pedalling pattern. Therefore, using this feedback technique could provide a good insight in understanding the impact of pulling on the pedal during the recovery phase on the performance in cycling. The aim of this study was to determine, when pedalling conditions reached those during elite s training, if cycling experience and shoe-pedal interface have an influence on the cyclists technique, the muscular efficiency and the muscular activity during submaximal cycling. Furthermore, it will be measure if an active pull action during the upstroke phase could influence the cycling performance. Methods Subjects 8 elite cyclists (E) and 7 recreational cyclists (R) volunteered to participate to this study. Prior the test, their informed consent was obtained. Recreational cyclists were physically well trained but had no regular cycling activity and no experience in riding with clipless pedals. The main physical characteristics of both groups are presented in Table 1. Protocol Subjects came twice to the laboratory. During the first visit, they performed a cycling incremental test until exhaustion. This test started with a 5 minutes warm up at 100 Watts with a fixed pedalling cadence of 90 revolutions per minute (rpm). Then power output was increased each minute by 30 Watts until the subject could not maintain the pedalling cadence of 90 ± 2 rpm anymore. After the warm up bout, E started with 200 Watts while 130 Watts were proposed to R to begin. After having recovered from this maximal test, R performed a riding period with clipless pedals until they get habituated to cycle with that kind of pedals. During the second test, both groups realised a 3 30 bout, where oxygen uptake at rest level. ( VO2rest) was measured while subjects remained seated on the ergometer without moving. It was followed by a warm up period of 5 minutes performed at 90 rpm and 100 Watts. Then 4

subjects performed three different 3 30 bouts at 90 rpm and at a power output corresponding to 60 % of the maximal aerobic power (MAP) defined during the first visit. This power represented 274 ± 9 and 232 ± 18 Watts for E and R, respectively. The three different pedalling conditions consisted in cycling firstly with pedals without toe-clips (Pedal) where tennis shoes were worn, then with clipless pedals (Clipless) and finally with clipless pedals with feedback (Feedback). During these two first conditions, subject pedalled in order to express their natural pedalling pattern while they should follow the investigator s instructions when feedback was proposed. This feedback consisted in showing the subject his pedals forces on a monitor while pedalling, in order he could modify the way to apply the forces on the pedals. This kind of methodology was already proposed in the literature (Sanderson and Cavanagh 1990). In the present study, pedals forces feedback was proposed using a visual representation of two distinct circles. One circle represented the evolution of the tangential force applied on the pedal during an unloaded crank revolution and the second defined the tangential force applied by the subject during the test. When the second circle was outside the first one, tangential force was positive (in the crank direction). This feedback representation was oriented according to the top dead centre and bottom dead centre located at the top and the bottom of the circles, respectively. Therefore it was easy for the subject to recognize the downstroke and upstroke phases. During the Feedback condition, the instruction was to keep the tangential force positive during the whole pedal revolution what inevitably forced subjects to pull on the pedal during the recovery phase. All these conditions were randomised. During the entire protocol, E used their own pedals and shoes and adjusted the ergometer according to the dimensions of their bicycle. Shoe and pedals were furnished to R and investigators adjusted the ergometer in order to place these subjects in the best position and configuration (e.g. saddle height was set according to Nordeen-Snyder 1977). Oxygen uptake ( V. O 2), forces applied on the right pedal and the muscular activity of the right lower limb were respectively measured at the third minute during 30 s. Apparatus During the test, pulmonary gas exchange was measured using a computerized system (Oxycon Pro, Erich Jaeger, Germany). That was already validated in the literature (Rietjens et. al. 2001). The oxygen consumption ( VO2 in L.min -1 ) and the carbon dioxide production ( CO V. 2 in L.min -1 ) were determined from the gas analyser system calibrated prior the test 5

with gases of known concentrations. The respiratory exchange ratio (RER) was determined from these two parameters. The cranks of the electro magnetically braked SRM ergometer (Schoberer Rad Messtechnik, Welldorf, Germany) were equipped with the Powertec -System pedals forces measurement system (O-tec, Bensheim, Germany). This system allowed to measure both tangential and radial pedals forces components for left and right pedals. The accuracy and validity of this Powertec -System are further described in the literature (Stapelfeldt et al. 2005). A magnetic switch was used as position signal for the left pedals top dead centre (Omron type E2EG- X5MB1, Fontenay sous Bois, France). The crank length was 0.1725 m. The electromyographic (EMG) signals from six superficial muscles of the right lower limb (Vastus Medialis, VM; Tibialis Anterior, TA; Gastrocnemius Lateralis, GL; Biceps Femoris, BF; Rectus Femoris, RF and Gluteus Maximus, GMax) were recorded using bi-polar surface- EMG (1000 HZ, Noraxon, Scottsdale, AZ). Before applying the electrodes (disposable electrodes, Medicotest, Denmark, Type N-00-S, inter-electrode distance : 2 cm), a skin impedance below 5 kω was ensured by shaving, sanding and cleaning the skin to remove surface epithelial layers. Signals from the Powertec -System, position switch and EMG channels were sampled at 1000 Hz on a personal computer via an analog/digital data-acquisition card (E Serie, National Instrument, USA). Methods and analysis The following equations were used to calculate the gross efficiency (GE) and also the net efficiency (NE) where the energy expended at rest was subtracted from the total amount of energy expended (Gaesser and Brooks 1975; Stainsby et al. 1980): W ME =. VO 2 E q NE =. (VO 100 W. 100 2 VO2rest ) Eq [Eq.1] [Eq.2] where W was the mechanical work production (J) measured on the cycle ergometer corresponding to the product between the mechanical power output (P in Watts), directly obtained from the SRM ergometer, and the time (s), V O2 was the oxygen consumption. 6

(L.min -1 ),. V O was the oxygen consumption at rest (L.min -1 ), E q was the energy equivalent 2rest of one litre of oxygen based on RER values (McArdle et al. 2001). Pedal force channels and EMG signals were analysed during thirty consecutive crank revolutions. These signals were normalised over the time for one crank revolution. Then pedal force signals were low pass filtered (Butterworth 4 th order with no phase lag) with a cut-off frequency of 25 Hz and averaged. The following parameters were calculated: angular impulse (expressed in N.s) during the positive and negative phases (I+ and I-, respectively) could be assessed as the integration of the torque-time curve. Positive and negative phases represented crank angles values where crank torque was positive and negative, respectively. Parameters presented were for the right pedal. The following equations were used to calculate the pedalling effectiveness of the right pedal as the percentage of the applied linear impulse that was used to generate angular impulse in three different intervals, i.e. the whole pedal revolution (IE 360 ) during the downstroke phase (IE 180 ) and during the upstroke phase (IE ASC ) according to Zameziati et al. (2005): IE IE IE 360 180 ASC 0 2π 0 2π FE (θ) dθ 100 FTOT(θ) dθ = [Eq.3] π 0 π FE (θ) dθ 0 100 FTOT(θ) dθ = [Eq.4] π 2π π 2π FE (θ) dθ 100 FTOT(θ) dθ = [Eq.5] where F E and F TOT represented the tangential pedal force and the total applied pedal force respectively what were assessed as the components of the right pedal, during the whole pedal revolution for IE 1360, during the downstroke phase for IE 180 and during the upstroke phase for IE ASC. EMG signals were rectified, averaged and finally integrated. The integrated EMG (iemg) of the different muscles for Pedal and Feedback were normalised to Clipless. Statistics 7

Student t-test for unpaired group was used to compared the physical characteristics presented in Table 1 and also the power output corresponding to 60 % of MAP for E vs. R groups. A two-way ANOVA (group pedalling conditions) with repeated measurements on the pedalling condition factor was used to compare the differences in kinetic and iemg parameters, V. O 2, GE and NE, between E and R groups and among the three pedalling conditions. When the ANOVA analyse revealed a significant group effect with either a pedalling condition effect or cross effect (group pedalling conditions), a one-way ANOVA was performed on each group separately, followed by a Scheffe s post-hoc test in order to accurately characterize the pedalling condition effect. The level of significance was set at p < 0.05. Results The power output level sustained by E during the cycling bouts was significantly higher than those by R (274 vs. 232 Watts; p < 0.05). Among the different quantities presented in Table 1 excepted mileage, only the height and the maximal heart rate showed no significant difference. Mean ± standard deviation values of the different kinetic parameters (I+, I-, IE 360, IE 180, IE ASC ), V. O 2, GE and NE quantities are presented in Table 2. The two-way ANOVA showed a significant group effect for all kinetic parameters excepted for IE 180. Moreover, a significant group effect was obtained for both O 2 and GE but not for NE. The one-way ANOVA underlined the fact that no significant difference between Pedal and Clipless could be obtained for all quantities studied in E group. However significantly higher IE 180 and O 2 and significantly lower I+, I-, IE 360, IE ASC, GE and NE were involved in the Feedback cycling condition in this E group. When looking at the R group, the same results were obtained concerning the comparison between Pedal and Clipless. Moreover, as observed in the E group, Feedback allowed the same modifications in the kinetic parameters in the R V. group, whereas no effect of this pedalling condition on either O 2 or GE and NE could be noted. The influence of the Feedback on the different quantities for both group is also reported in Table 2. When further looking at the Feedback condition, it is worth noticing that both E and R cyclists decreased I- of about 40 % and also I+ of 9 and 12 %, respectively, when compared to the V. V. 8

Clipless condition. This is in line with the F E variations observed (Fig. 1). Indeed, this figure pointed out that cycling using Feedback allowed to modify the pedalling pattern as F E decreased during both dowstroke and upstroke phases. Furthermore this graph underlined the fact that no difference in the pedal forces application was observed between Pedal and Clipless in both E and R groups as previously reported in Table 2 with the kinetic quantities. Moreover, when comparing the Feedback to the Clipless condition, the first one induced a 5.5 % and 16 % increase in IE 180 for E and R cyclists, respectively. This cycling condition also increased IE 360 of 22 % and 32 % and decreased IE ASC of 86 % and 57 % for E and R groups, respectively. Finally when cycling in the Feedback condition, a 8.1 % and 3.3 % V. O 2 increase for E and R cyclists, respectively and a decrease in GE (8.2 % for E and 2.9 % for R) and NE (9 % for E and 3.3 % for R) could be noted. iemg values obtained during the experiment are presented in Table 3. Only BF showed a significant iemg increase during Feedback in comparison with Pedal and Clipless for both E and R groups. TA showed a significant iemg increase during Feedback in relation to Pedal and Clipless for R cyclists, whereas this iemg improvement was significant in comparison with Pedal and tended to be with Clipless (p = 0.065) for E cyclists. Discussion GE and NE mean values were in agreement with that presented in the literature for comparable cadence and power output (Böning et al. 1984). Angular impulses were also in agreement with values reported by Sanderson and Black (2003) according to the power output discrepancies. Mean IE 360 values were comparable to that presented in the literature (Lafortune and Cavanagh 1983; Patterson and Moreno 1990 ; Sanderson 1991) as well as for mean IE 180 (Coyle et al. 1991). The first parameter that will be discussed is the influence of the cycling experience. As both groups performed their submaximal bouts at significant different absolute powers (274 vs. 232 Watts for E and R, respectively) the differences in I+ and I- could be expected or could at least not be further discussed. Moreover, this power output discrepancy would explain the significant differences in IE 360 and IE ASC as these two parameters increase with work rate while IE 180 remains stable with this power increase (Zameziati et al. 2005). Also the higher V. O 2 in E cyclists was expected as both groups cycled at the same relative power and 9

as E cyclists exhibited significantly higher V. O 2peak. Therefore it was difficult to describe the influence of cycling experience on the kinetic values as well as on V. O 2 and further experiments are needed at the same absolute power to discuss the influence of this parameter. However even if NE was not different between groups, GE was significantly higher in E cyclists. On the contrary, Nickleberry and Brooks (1996) did not find any cycling experience influence on the muscular efficiency during cycling bout at 80 rpm and 75 % MAP (258 vs. 210 Watts for their E and R groups, respectively). Nevertheless it seems that cycling experience might have an influence on the muscular efficiency when pedalling conditions (i.e. cadence and work rate) are close to those during elite cyclists training as in the present study. However this result was not in agreement with conclusions already reported in the literature (Marsh et al. 2000; Moseley et al. 2004; Nickleberry and Brooks 1996). Concerning the influence of the shoe-pedal interface on the performance, it was interesting to evidence the effect of the Clipless condition. None of the kinetic quantities, V. O2, GE, NE and iemg parameters showed any difference between Pedal and Clipless, even for elite cyclists who are used to cycle with. These results are in contradiction with those presented in the literature. Indeed, even if Lafortune and Cavanagh (1983) did not find any influence of the shoe-pedal interface on the pedalling effectiveness, they found a lower oxygen uptake when pedalling with toe-clips compared to single pedals. Moreover, muscular activity alterations were found when using different shoe-pedal interfaces in the literature (Cruz and Bankoff 2001 ; Ericson et al. 1985 ; Tate and Shierman 1977). However, the first authors did not get enough subjects to determine significant effects, while Ericson et al. (1985) measured mean peak muscular activity. Finally, Tate and Shierman (1977) measured only muscle activity duration. Thus it seems that wearing clipless pedals does not influence the performance during submaximal cycling and that elite riders are not further able to take advantage from clipless pedals. During Feedback, both angular impulses during the downstroke and upstroke phase decreased (Fig. 1). Moreover, this condition modified all the mechanical parameters for the elite and recreational riders. This confirms the influence of feedback cycling on pedal forces obtained by Sanderson and Cavanagh (1990). If we assumed that I+ and I- represented the angular impulses during the downstroke and upstroke phases, respectively, then it is worth noticing that modifying the upstroke phase (44 % variation in I-) did not lead to an angular impulse alteration in the same proportion during the downstroke phase (9 to 12 %). This is 10

further underlined when looking at the muscular activity, as the significant higher iemg of the biceps femoris and tibialis anterior muscles during the upstroke phase did not allow other muscles to modify their activity during the downstroke phase (e.g. no knee extensor muscles relief). Thus, even if the better IE 180 observed could lead to a better muscular efficiency (Mornieux et al. 2005), a greater muscular activity and a better IE ASC during the upstroke phase could increase the energetic cost. Indeed, Feedback altered the metabolic and muscular efficiency quantities of the elite cyclists while those of recreational cyclists did not significantly changed. In the elite group, the better pedalling effectiveness due to the Feedback condition seemed to be associated with a worse muscular efficiency, on the contrary to the recreational group, which reached an higher IE 180 increase (16 % vs. 5 % for elite), without consuming more energy. Elite cyclists might have been used to such a daily trained pedalling pattern, that any changes would disturb them in a to great manner. However, the Feedback condition seemed to be interesting for recreational cyclists as pedalling effectiveness was improved. Moreover, if they could get used to this pedalling pattern, a knee extensor muscles relief during the downstroke phase would perhaps occur as well as a better muscular efficiency. Then, these could be a key point in fatigue issues, where for example pedalling effectiveness decreased (Sanderson and Black 2003). As a conclusion, it remains not obvious whether cycling experience influences the muscular efficiency, even if elite riders exhibited higher gross efficiency in this study. The influence of the cycling experience on kinetic parameters needs further investigations at the same absolute power to find a answer. Shoe-pedal interface did not have any influence on the performance during submaximal cycling. Finally, feedback could be used to develop a new pedalling pattern that allows cyclists to pull on the pedal and increase their pedalling effectiveness, but only recreational cyclists achieved to modify their pedalling pattern without altering their muscular efficiency. The experiments comply with the current laws of the country in which they were performed. 11

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Figure legends Table 1 : Main physical characteristics (mean ± Standard Deviation) of both cyclists groups. MAP and V. O 2peak represent the maximal aerobic power and the peak oxygen uptake, respectively and HRmax the maximal heart rate. Table 2 : Influence of the three pedalling conditions on the angular impulses, pedalling effectiveness (IE 360, IE 180 and IE ASC represent the pedalling effectiveness during the whole pedal revolution, during the downstroke phase and during the upstroke phase, respectively), oxygen uptake ( V. O 2) and muscular efficiency (with GE and NE for gross efficiency and net efficiency, respectively) for both elite (E) and recreational (R) cyclists. : Feedback significantly different from Pedal and Clipless, p < 0.05. Table 3 : Influence of the three pedalling conditions on the integrated EMG (iemg) values of the six different muscles normalised to Clipless for both elite and recreational groups. : Feedback different from Pedal (p < 0.05); : Feedback different from Clipless (p < 0.05); #: Feedback different from Clipless (p = 0.065). Fig. 1 : Right effective pedal force (F E ) during one crank revolution at 60 % of the maximal aerobic power and 90 rpm for the three different pedalling conditions. Data were averaged on all subjects for each elite and recreational group. 14

Table 1 Height Mass MAP (cm) (kg) (Watts) O 2peak HRmax (ml.min -1.kg -1 ) (bpm) V. Mileage (thousand km) Elite (n=8) 180 ± 6 69 ± 4 457 ± 15 71.4 ± 6.4 183 ± 7 19.6 ± 4.5 Recreational (n=7) 180 ± 4 79 ± 10 387 ± 31 54.5 ± 7 185 ± 9 Table 2 E R Positive angular impulse (N.s) Negative angular impulse (N.s) Pedal Clipless Feedback Pedal Clipless Feedback 24.3 24.2 22.1-3.4-2.9-1.4 ± 1.3 ± 1.7 ± 1.8 ± 1.1 ± 1.2 ± 0.6 22.3 22.3 19.8-4.7-5 -3 ± 2.2 ± 1.9 ± 2 ± 2 ± 2.2 ± 1.5 IE 360 (%) IE 180 (%) IE ASC (%) Pedal Clipless Feedback Pedal Clipless Feedback Pedal Clipless Feedback E R 47.4 49.7 59.7 71.6 72.4 76.3-28.1-21.1 2.4 ± 4.5 ± 6.5 ± 7.6 ± 0.6 ± 2.4 ± 2.6 ± 6.5 ± 13 ± 14.1 40.2 39.5 50.7 69.4 68.9 79.7-34.9-37.1-17.3 ± 6.2 ± 6.7 ± 5.9 ± 1.6 ± 1.8 ± 7.2 ± 7.5 ± 9 ± 13.2 V. O 2 (L.min -1 ) GE (%) NE (%) Pedal Clipless Feedback Pedal Clipless Feedback Pedal Clipless Feedback E R 3.5 3.4 3.7 23.2 23.6 21.4 26.2 26.7 24 ± 0.3 ± 0.3 ± 0.2 ± 1.9 ± 1.9 ± 0.8 ± 2.4 ± 1.8 ± 1.2 3.1 3.1 3.2 21.2 21.4 21 24.9 25.1 24.5 ± 0.3 ± 0.2 ± 0.3 ± 0.8 ± 1 ± 0.7 ± 2.1 ± 2.2 ± 2.5 15

Table 3 Elite Recreational Pedal Clipless Feedback Pedal Clipless Feedback VM 100.2 100 98.7 101.1 100 85 TA 80 100 167.2 # 101.1 100 260.5 GL 112.4 100 123.4 118.7 100 166.4 BF 102.3 100 171.5 102.4 100 339 RF 75.1 100 110.4 95.1 100 182.4 GMax 111.4 100 95.4 95 100 103.7 Fig. 1 F E (N) 300 Elite 200 100 Pedal Clipless Feedback 0 Crank angle ( ) 90 180 270 360-100 300 Recreational 200 100 0 Crank angle ( ) 90 180 270 360-100 16

Annexes ANNEXE VI STAPELFELDT Björn et MORNIEUX Guillaume (2005) Biomechanik im Radsport. Sportorthopädie und Sporttraumatologie 21, 107-114.

SPORT Orthopädie Traumatologie RADSPORT Sportorthopädie Sporttraumatologie 21, 000 000 (2005) Elsevier Urban&Fischer www.elsevier.de/sportmed Zusammenfassung Die Biomechanik des Antriebs setzt sich mit den am Pedal wirkenden Kräften auseinander. Der Einfachheit der Beschreibung von Kräften und Bewegungen dient die Einteilung des Kurbelkreises in vier Sektoren. Der biomechanisch optimale Runde Tritt ist jedoch eher Fiktion als tatsächlich realisierbare Krafteinwirkung. Messbar werden die Pedalkräfte mit speziellen Messgeräten, deren neueste Entwicklung den Einsatz verschiedener Pedalsysteme ermöglicht. Mit Hilfe des Oberflächenelektromyogramms kann die muskuläre Koordination der Pedalierbewegung analysiert werden. Der einfachste Zugang bietet sich über eine Zuordnung der Muskelaktivität zum Kurbelkreis über Ein- und Ausschaltzeiten. Die Interpretation der Ergebnisse muss im Lichte der anatomischen Funktion des jeweiligen Muskels und seinem Antagonisten bezogen auf den Kurbelwinkel erfolgen. Schlüsselwörter Biomechanik Radsport Pedalkräfte EMG Kinematik Bewegungsanalyse B. Stapelfeldt, G. Mornieux Biomechanics in Cycling Summary The transfer of metabolic energy into physical power or velocity of the rider-bikesystem is not one-to-one. En-vironmental as well as mechanical and biomechanical factors affect the cycling performance. Propulsion of the bike is generated by pedal forces. To simplify the description of forces and pedalling movement one crank revolution is separated into four segments. The biomechanical optimum generating 100% propulsive forces for a whole revolution is not realisable with common effort. A new generation of pedal force measuring devices enable the use of different types of pedal systems. Muscular activity is the point of interest when conducting electromyographic measurements.a simple way of analysing RADSPORT Biomechanik im Radsport Björn Stapelfeldt*, Guillaume Mornieux** * Institut für Sport und Sportwissenschaft, Universität Freiburg, D-79117 Freiburg ** Laboratoire de Médecine du Sport et Myologie, Universität Saint Etienne, F-42055 Saint-Etienne Der fünfmalige Tour-de-France- Sieger Miguel Indurain konnte auf dem Rad in einer Stunde eine Strecke von mehr als 53 km zurücklegen (Stundenweltrekord vom 9. 2. 1994: 53,04 km). Für seine Rekordfahrt benötigte er eine durchschnittliche physikalische Leistung von 510 Watt (20). Nur Ausnahmeathleten sind in der Lage, eine derart hohe Leistung über längere Dauer aufrechtzuerhalten. Voraussetzung sind genetische Veranlagung und jahrelanges, gezieltes Training, durch welche die Leistungsfähigkeit der biologischen Systeme (hier vor allem das Herz-Kreislauf-System), das Atmugssystem und der Stoffwechsel, auf ein maximales Niveau gelangt. Eine hohe Leistungsfähigkeit dieser Systeme oder auf einen Nenner gebracht, die Freisetzung einer möglichst großen Energiemenge pro Zeit ist die Grundvoraussetzung für eine herausragende radsportliche Leistung (cycling performance). Die Übertragung der muskulären Energie auf das System Fahrer Rad ist jedoch ein weiterer, die cycling performance bestimmender Komplex. Wird im Muskel ausreichend Energie freigesetzt, muss dies nicht zwangsläufig auch zu einer hohen Geschwindigkeit auf dem Rad führen. Folgende Faktoren spielen dabei eine Rolle: Umweltfaktoren, wie z.b. Luftwiderstand, Rollwiderstand, Steigung; mechanische Faktoren, wie z.b. Radumfang, Lagerreibung, träge Massen; biomechanische Faktoren, wie z.b. Muskellänge, Gelenkwinkel, Hebelarm, Kontraktionsgeschwindigkeit, Arbeitsweise (konzentrisch/exzentrisch), Aktivitätsmuster. Kein Stundenweltrekord kann ohne biomechanische Optimierung aufgestellt werden. Ein ganz anderes Problemfeld sind Beschwerden am Bewegungsapparat, die beim oder durch das Radfahren entstehen. Die Ursachen können mannigfaltig sein. Deren Aufdeckung ist neben dem Ansatz der Leistungsoptimierung der zweite Aufgabenbereich der Biomechanik im Radsport. Die Gegenstandsbereiche der Biomechanik im Radsport leiten sich u.a. aus den methodischen Möglichkeiten ab: Die (Bio)Mechanik des Antriebs greift auf dynamometrische Methoden zurück: Messung von mechanisch wirksamen Kräften. Der koordinative Aspekt der Pedalierbewegung nutzt die Möglichkeit der Elektromyographie; die Erfassung des Muskelaktivierungsverhaltens. Das Bewegungsverhalten als Ganzes lässt sich mit kinematischen Methoden näher beleuchten: Bewegungsanalyse mit bildgebenden Verfahren und durch Modellierung und Simulation. B. Stapelfeldt, G. Mornieux Biomechanik im Radsport 1

RADSPORT Biomechanik des Antriebs Pedalkräfte Die Beschleunigung des Systems Athlet-Rad erfolgt über den Kurbelantrieb. Eine Kurbelumdrehung oder ein Kurbelzyklus sei hier definiert als die Bewegung des rechten Kurbelarmes vom oberen Totpunkt in Fahrtrichtung über den unteren Totpunkt bis zum oberen Totpunkt (Abb. 1). Abbildung 1 Kurbelwinkel und Totpunkte. Oberer und unterer Totpunkt sind allgemeingültige verbale Beschreibungen für die Kurbelwinkel 0 /360 und 180. In dieser Beschreibung steckt schon eine biomechanische Erkenntnis, nämlich die Annahme, dass bei dieser Kurbelstellung wenig oder keine Kräfte übertragen werden. Der Kurbelantrieb lässt nur Bewegungen in der Sagittalebene zu, d.h. parallel zum Fahrradrahmen 1. Es können zwar Kräfte quer zum Rahmen erzeugt werden. Diese tragen aber nicht zur Fortbewegung bei, sondern bewirken lediglich eine Materialverformung. Im Normalfall sind sie im Vergleich mit den Kräften, die parallel zum Rahmen liegen, sehr ge- 1 Voraussetzung dafür ist eine feste Verbindung zwischen Schuh und Pedal, die bei Pedalsystem mit Ein- und Ausstiegsmechanismus gegeben ist. ring (9). Treten hier größere Kräfte auf, verursacht durch falsche Sitzposition oder Bewegung, sind Probleme am Bewegungsapparat nicht auszuschließen. Man teilt den Umdrehungszyklus in vier Sektoren ein, die sich am mechanischen Modell orientieren (Abb. 2). So unterscheidet man (8), in Fahrtrichtung gesehen, die Druckphase (45 135 ), die Zugphase (135 225 ), die Hubphase (225 315 ) und die Schubphase (315 45 ). Abbildung 2 Kurbelsektoren. Abbildung 3 Wunschvorstellung vom biomechanisch optimalen Runden Tritt. Diese Einteilung ist weitgehend willkürlich und hat ihren Grund in einer Vereinfachung der Bewegungsbeschreibung der Kurbelbewegung, die auf der allgemein verbreiteten Vorstellung vom "Runden Tritt" basiert. Danach soll die vortriebswirksame Kraft in jeder Phase der Kurbelbewegung so groß wie möglich gehalten werden (8). Vortriebswirksam ist eine Kraft, wenn sie 90 zur Kurbel in Kurbelrichtung, d.h. tangential zum Kurbelkreis, wirkt (Abb. 3). Nur diese Kraft überträgt sich auf die Kette und damit auf das Hinterrad. Alle anderen Kräfte gehen wie die Querkräfte in Materialverformung oder Reibung über. Der Runde Tritt nach dieser Vorstellung ist aus biomechanisch-anatomischen Gründen mit normalem Aufwand nicht realisierbar und empirisch auch an keiner Stelle bisher nachgewiesen (3, 4, 10, 15). Insofern dient eine Aufteilung des Kurbelkreises in diese Sektoren eher als Hilfestellung bei der Bewegungsbeschreibung. Die vortriebswirksame Kraft Fe ergibt sich aus der resultierenden Kraft Fr. Das ist die Kraft, die insgesamt an der Kurbel bzw. an der Pedale wirkt. Sie setzt sich zusammen aus der vortriebswirksamen Kraft Fe und der senkrecht zu ihr stehenden unwirksamen Kraft Fu, die nicht zum Vortrieb beiträgt. Letztere wird auch Radialkraft genannt, da sie radial zum Kurbelkreis steht (Abb. 4). Abbildung 4 Kräfte an der Kurbel/Pedalkräfte (Fr = einwirkende/ re-sultierende Kraft, Fe = vortriebswirksame Kraft, Fu = unwirksame/radiale Kraft). 2 B. Stapelfeldt, G. Mornieux Biomechanik im Radsport

RADSPORT Je nach Richtung der resultierenden Kraft bestimmt sich der Anteil der vortriebswirksamen Kraft, d.h. je näher der Vektor der resultierenden Kraft der Tangente des Kurbelkreises kommt, desto größer wird der Anteil der vortriebswirksamen Kraft. Wenn die resultierende Kraft jedoch entgegen der Kurbelrichtung zeigt, wirkt diese Kraft bremsend. In diesem Fall entspricht der Begriff vortriebswirksam nicht mehr dem Sachverhalt. Dies wäre z.b. der Fall, wenn bei 270 Kurbelwinkel das Bein auf dem Pedal lastet. Aus dem Verhältnis von positiver vortriebswirksamer Kraft Fe zu resultierender Kraft Fr ergibt sich der mechanische Wirkungsgrad. Dieser ist 100%, wenn beide Kräfte in Kurbelrichtung zeigen und damit alle vom Fahrer am Pedal erzeugten Kräfte in Vortrieb übergehen 2. Dies wäre im mechanischen Sinne optimal, ist aber nicht realisierbar. Tatsächlich ist es so, dass die Wirkungsgrade sich in den oben genannten Sektoren stark unterscheiden (10). Messinstrumentarium Zur Erfassung der Pedalkräfte gab es bisher kein im freien Handel erhältliches Produkt, sondern lediglich Eigenbauversionen wissenschaftlicher Institute (1, 2, 9, 10, 12). Diese Systeme Messen die Materialverformung im Bereich der Pedalachse mit Hilfe von Dehnmessstreifen. Über eine Analog-Digital-Wandlung werden die Signale entsprechend aufbereitet an einen Rechner gegeben und dort weiter verarbeitet. Nachteil dieser Systeme ist neben der mangelnden Verfügbarkeit, dass meist nur das der Konstruktion zugrunde liegende Pedalsystem verwendet werden kann. Mit dem im Radsport weit verbreiteten SRM-System (Fa. Schoberer, Jülich, Deutschland) kann lediglich das Drehmoment bestimmt werden und dies nur für beide Beine gemeinsam. Rückschlüsse auf die insgesamt wirkende Kraft (Fr), auf den Wirkungsgrad oder auf konterlaterale Differenzen sind hiermit nicht möglich. Abbildung 5. POWERTEC -System zur Messung von Pedalkräften in Kombination mit dem SRM-System. Neuere Entwicklungen vor allem im Bereich von Metalllegierungen ermöglichen den Einsatz von Hall-Sensoren, die sehr kleinräumig zu verarbeiten sind und dennoch einen großen Messbereich aufweisen. Das am IfSS-Freiburg in Kooperation entwickelte POWERTEC -System (Fa. O- Tec, Bensheim, Deutschland) nutzt diese Technik und weist überdies den Vorteil auf, jedes beliebige Pedalsystem integrieren zu können (Abb. 5). Die Daten werden über die serielle Schnittstelle (RS 232) bereits digitalisiert direkt auf den Rechner übertragen. Die Weiterverarbeitung liegt beim Anwender. Die im Folgenden dargestellten Untersuchungen sind mit diesem Messsystem durchgeführt worden. Einflussfaktoren auf die resultierende Kraft In die resultierende Kraft gehen nicht nur muskulär erzeugte Kräfte, sondern auch Gewichtskraft und Trägheitsmomente ein, die aus bewegten Massen resultieren (Abb. 6). Die Masse entspricht in diesem Fall dem Gewicht der Beine. Sie bewegen sich auf einer Kreis- oder Ellipsenbahn, so dass Zentripetal- und Zentrifugalkräfte entstehen. Diese gehen genauso in die am Pedal gemessenen Kräfte ein wie die mus- 2 Ein geringer Anteil geht natürlich in Lagerreibung und damit in Wärme über, dies kann aber vernachlässigt werden. Abbildung 6 Muskuläre Komponente (a), Gewichtskomponente (b) und Trägheitskompo-nente (c) der resultierenden Kraft bei 90 U/min (16). B. Stapelfeldt, G. Mornieux Biomechanik im Radsport 3

RADSPORT kulär erzeugten. Die Pedalkräfte beim Radfahren können daher in eine muskuläre Komponente (Fm) und eine nicht-muskuläre Komponente (Fnm) aufgeteilt werden. Fm resultiert aus den durch aktive und passive Muskelstrukturen erzeugten Gelenkmomenten, Fnm resultiert wie erläutert aus Gravitationsund Trägheitskräften (16). Sowohl Trägheitsmomente als auch muskulär erzeugte Kräfte hängen u. a. Segmentlängen und den Segmentwinkeln der unteren Extremitäten ab. Daraus folgt, dass eine veränderte Radgeometrie oder Sitzposition Einfluss auf die Trägheitsmomente und damit auf die resultierende Kraft haben muss. Dies ist empirisch und in Simulationsversuchen bestätigt (6, 23, 24, 26). Pedalkraftverläufe bei Eliteradfahrern In einer eigenen Untersuchung wurden bei 9 Elitefahrern bei unterschiedlichen Belastungen (150 W, 60% VO 2 max, 320 W, 90 U/min) die Pedalkräfte mit dem PO- WERTEC -System gemessen. Die Daten wurden über 30 Kurbelzyklen zeitnormiert und gemittelt. Die vortriebswirksame Kraft Fe weist ihren höchsten Wert mit 336 N im Bereich von 90 Kurbelwinkel auf (Abb. 7). In der Aufwärtsphase des Pedals lastet das Bein auf dem Pedal und erzeugt so negative Kräfte ( 37 N), d.h. das Pedal wird gebremst. Dies muss durch das andere Bein in der Abwärtsphase kompensiert werden. An dieser Stelle könnte durch einen aktiven Einsatz der Beinbeuger das Pedal weiter entlastet werden. Dass dies möglich ist, konnte in demselben Kollektiv gezeigt werden, indem ein Sofort-Feedback am Bildschirm mit der Aufgabe verabreicht wurde, positive Kräfte in der Aufwärtsphase zu erzeugen (Abb. 8). Es ist zu diskutieren, ob ein derartiges Verhalten sich negativ auf die energetische Gesamtbilanz auswirkt. Synchrone Messungen der Sauerstoffaufnahme ergaben in dieser Untersuchung keine erhöhten Werte für die Feedbackbedingung. Für die radiale Kraft (Fu) liegen die höchsten positiven Werte (255 N) zwischen 135 und 180 die Fahrer treten nach unten bzw. das Beingewicht wirkt aufgrund der Schwerkraft in Kurbellängsrichtung. Dies ist nicht nachteilig, wenn die Kraft durch nicht-muskuläre Komponenten erzeugt wurde, da hierfür keine Stoffwechselenergie notwendig ist. Die negativen Anteile (max. 106 N) treten beginnend im oberen Totpunkt auf und resultieren daraus, dass die Fahrer hier bereits nach unten treten und damit Abbildung 7 Vortriebswirksame Kraft (Fe), radiale Kraft (Fu) und resultierende Kraft (Fr) bei 320 W für das rechte Bein. N = 9 Elitefahrer (durchgezogene Linie: Gruppenmittelwert; gepunktete Linie: Standardabweichung entspricht der Variation einzelner Kurbelumdrehungen). Abbildung 8 Vortriebswirksame Kraft Fe bei 320 W für das rechte Bein ohne Feedback (gepunktete Linie) und mit Feedback (durchgezogene Linie) der Pedalkräfte. Gruppenmittelwerte N = 9 Elitefahrer. 4 B. Stapelfeldt, G. Mornieux Biomechanik im Radsport

RADSPORT einen Teil der Kraft in Stauchung der Kurbel fließen lassen. Dies ist als unökonomisch zu bewerten. Die resultierende Kraft (Fr) weist Maximalwerte über 360 N im Bereich zwischen 90 und 135 auf. Die Pedalkraftkurven sollten nach folgenden Kriterien beurteilt werden: Rechts-Links-Differenzen diese sollten nicht mehr als 5% betragen; Kurvenverlauf der Kurvenverlauf sollte sinusförmig und harmonisch sein; Ecken weisen u.u. auf Problembereiche hin; negative Anteile der vortriebswirksamen Kraft (Fe) diese können verringert werden; positive Anteile der radialen Kraft Fu Fu sollten im Bereich des oberen Totpunktes nicht zu früh und zu stark ansteigen. Die Interpretation der Kraftkurven gewinnt an Wert, wenn zusätzlich Informationen zur Muskelaktivierung und über den gesamten Bewegungsablauf vorliegen. Insofern sollte für die Analyse der Radfahrtechnik als Ganzes die Pedalkraftmessung mit EMG-Messungen und kinematischen Aufzeichnungen zeitsynchron kombiniert werden. Muskuläre Koordination der Kurbelbewegung Für die durch aktive und passive Muskelstrukturen erzeugten Gelenkmomente ist die muskuläre Koordination verantwortlich. Als muskuläre Koordination der Kurbelbewegung wird das Gesamtbild der Aktivität der an der Bewegung beteiligten Muskeln bezeichnet. Dies drückt sich darin aus, ob, wann und wie stark ein Muskel innerviert ist, was sich am Oberflächenelektromyogramm (EMG) erkennen lässt. Für die Vortriebsbewegung im Radsport zeichnen diejenigen Muskeln verantwortlich, welche Bewegungen der unteren Extremitäten in der Sagittalebene ermöglichen. Die Funktion der einzelnen Muskeln hängt dabei zunächst von ihrer anatomischen Lage ab. Bei einer Bewegung der unteren Extremitäten in der Sagittalebene wirkt ein Muskel jedoch selten allein. Eine Streckung bzw. Beugung erfolgt meist im Hüft-, Knie- und Sprunggelenk zugleich, wenn nicht eines dieser Gelenke bewusst fixiert ist. Die Muskeln werden deshalb je nach Funktion der so genannten Strecker- oder Beugerkette zugeordnet. Dabei lassen sich die zweigelenkigen Muskeln nicht eindeutig zuordnen, da sie sowohl an einer Extension als auch an einer Flexion beteiligt sein können (Tab.1). Für die Betrachtung der muskulären Koordination im Radsport sind diese Überlegungen deshalb wichtig, weil die Kurbelbewegung einen exakt abgestimmten Wechsel von Beugung und Streckung der Beine, genauer gesagt der einzelnen Gelenke, verlangt. Es müssen Tabelle 1. Zusammenfassung der Funktion und anatomischen Lage der im Radsport wichtigsten Beinmuskeln (grau = nicht oberflächlich zugänglich). Beuger Strecker eingelenkig zweigelenkig eingelenkig M. iliopsoas M. rectus femoris M. glutaeus maximus M. tibialis M. biceps femoris M. vastus lateralis und medialis M. semitendinosus M. soleus M. semimembranosus M. gastrocnemius also nicht nur einzelne Muskeln, sondern deren Zusammenwirken bezogen auf die Gelenke betrachtet werden. So ist eine einfache Übertragung der anatomisch begründeten Funktion als Beuger oder Strecker auf die Funktion innerhalb der Kurbelbewegung nicht immer treffend. Ingen Schenau et al. (14) konnten in diesem Zusammenhang zeigen, dass in Kombination mit der Aktivität mehrgelenkiger Antagonisten einem eingelenkigen Muskel eine Funktion bezüglich eines Gelenks zukommen, über das dieser Muskel gar nicht hinweg zieht. Es handelt sich hierbei um das Lombardsche Paradoxon, welches im Radsport das Phänomen beschreibt, dass bei gleichzeitiger Aktivierung des M. glutaeus maximus und des M. rectus femoris bei 90 Kurbelwinkel eine Übertragung des Hüftmoments auf das Knie erfolgt. Analytisch kann eine sorgfältige Abgrenzung der einzelnen Funktionen nur über einen Vergleich der mittels EMG sichtbar gemachten Aktivitäten unterschiedlicher Muskeln in Kombination mit kinematischen Informationen erfolgen. Hierbei ist von Bedeutung, ob eine Ableitung mittels Oberflächenelektroden möglich ist. In diesem Zusammenhang sei auf die Arbeiten der Gruppe um Freriks verwiesen, die eine exzellente Anleitung zur Anwendung der Oberflächenelektromyografie herausgegeben haben (5). Muskuläre Aktivität im Stufentest Um die muskuläre Aktivität auf eine inter- und intraindividuell vergleichbare, physiologische Beanspruchungssituation zu beziehen, empfiehlt es sich, das EMG während einer Stufentest-Ergometrie zu bestimmen. Die Abbildung 9 zeigt das gleichgerichtete Roh-EMG von sechs Muskeln, die während einer Belastung von 300Watt im Stufentest bei einem Elitefahrer (Olympiasieger) abgeleitet wurde. Es handelt sich um Mittel- B. Stapelfeldt, G. Mornieux Biomechanik im Radsport 5

RADSPORT wertkurven (average) aus 30 Kurbelzyklen. Es sind deutlich Aktivitätszeiten und Pausenzeiten zu erkennen. Die einzelnen Muskeln unterscheiden sich hinsichtlich Amplitude, auf den Kurbelwinkel bezogene Aktivitätszeit und Aktivitätsdauer. Der M. rectus femoris weist als einziger Muskel eine Doppelaktivität auf. Dies ist durch seine Funktion als Hüftbeuger (erster burst) und Kniestrecker (zweiter burst) zu erklären. Ein repräsentatives Bild für die auf den Kurbelwinkel bezogenen Aktivitätsbereiche von fünf Muskeln bietet die Abbildung 10. Zu sehen ist der über alle Stufen gebildete Mittelwert und die Standardabweichung der muskulären Aktivitätsbereiche von 8 Elitefahrern, die im Rahmen einer Untersuchung zur muskulären Koordination der Pedalierbewegung einen Stufentest (Beginn 100 W, 20 W/3 min) absolvierten (22). Kinematische Aspekte der Radfahrbewegung Bisher liegen nur wenige Untersuchungsergebnisse zu kinematischen Aspekten der Radfahrbewegung vor (6, 9, 11, 18). Der Grund hierfür liegt zum einen sicherlich in dem hohen Aufwand, den kinematische Untersuchungsmethoden mit sich bringen (19), zum anderen in den beschränkten Freiheitsgraden der Radfahrbewegung. Durch die Fixierung an Pedalen, Lenker und Sattel ist nur eine geringe Variationsbreite in der Bewegung zu erwarten. Damit sind auch nur geringe Unterschiede in den Ergebnissen zu erwarten. Eine vereinfachte Möglichkeit, die Segmentbewegungen im Kurbelzyklus zu analysieren, bietet ein Fünf-Segment-Modell mit rigiden Segmenten (6, 13). Wenn die Voraussetzung eines ortsfesten Hüftgelenks gegeben ist, reicht es für dieses Modell aus, Kurbel- und Pedalwinkel zu messen, um die Winkel in Knie- und Abbildung 9 Gleichgerichtetes Roh-EMG (average von 30 Kurbelzyklen) von 6 Muskeln eines Elitefahrers im Stufentest bei 300 Watt. 6 B. Stapelfeldt, G. Mornieux Biomechanik im Radsport

RADSPORT Sprunggelenk zu berechnen. Dieses Modell lässt jedoch nur Bewegungen in der Sagittalebene zu eine Bewegung z.b. vom Knie aus dieser Ebene hinaus kann nur mit dreidimensionalen Ansätzen beschrieben und analysiert werden. Eine 3D-Bewegungsanalyse ermöglicht das VICON -Motion-System, ein markerbasiertes Infrarot- bzw. Rotlicht-Kamera-System mit einer Genauigkeit bis zu 1 mm und einem hoch automatisierten Tracking-Algorithmus. Letzterer erleichtert die Zuordnung von Bildinformationen zu definierten anatomischen Punkten (landmarks) und verringert damit den methodischen Aufwand erheblich. Mit diesem System kann eine Ganzkörperaufnahme (Full-body-Modell) der Radfahrbewegung erstellt werden, bei der die Bewegungen sämtlicher Körpersegmente in allen anatomischen Ebenen gemessen und damit die Winkel in allen anatomischen Achsen berechnet werden können (Abb. 11). Voraussetzung ist die ortsfeste Montage des Rades auf einer Rolle oder die Nutzung eines Ergometers. Auf diese Weise können Asymmetrien im Bewegungsverhalten oder dessen Veränderungen durch Modifikation der Sitzposition bei unterschiedlichen Belastungen genauestens dokumentiert werden. In eigenen Untersuchungen mit dem VICON -Motion-System wurden 11 Freizeit-, 11 Elite- und 5 Profiradfahrer bei einer Belastung von 100 W, 400 W und unter maximaler Belastung über sechs Sekunden im isokinetischen Modus des SRM-Ergometers vermessen. Gruppenunterschiede zeigen sich vor allem im Flexions-/Extensionswinkel des Sprunggelenks Freizeitfahrer weisen hier eine größere Amplitude auf als Elite- und Profifahrer (Abb. 12). Bei maximaler Belastung vergrößert sich vor allem bei den Freizeitfahrern die Gesamtbewegungsamplitude im Sprung- und Knie- Abbildung 10 Mittlere Aktivitätszeiten von 5 Muskeln im Stufentest (Mittelwert über alle Stufen (100 400 Watt) und alle Fahrer (N = 8 Elitefahrer); graue Schattierung: Standardabweichung. Abbildung 11 Markerpositionen bei Verwendung des Full-body-Modell des VICON -Motion-Systems auf dem Fahrradergometer. B. Stapelfeldt, G. Mornieux Biomechanik im Radsport 7

RADSPORT Abbildung 12 Flexions- und Extensionswinkel (Gruppenmittelwerte der individuellen Mittelwerte über 30 Zyklen) im Hüft-, Knie- und Sprunggelenk während einer Kurbelumdrehung bei geringer und bei maximaler Belastung auf dem Fahrradergometer in drei Probandengruppen unterschiedlicher Leistungsfähigkeit (Freizeitfahrer: N = 11, Elitefahrer: N = 11, Profifahrer: N = 5). Abbildung 13 Abstand des Kniegelenkzentrums zum Ergometerrahmen (Gruppenmittelwerte der individuellen Mittelwerte über 30 Zyklen) bei einer Belastung von 400 W in drei Probandengruppen unterschiedlicher Leistungsfähigkeit (Freizeitfahrer: N = 11, Elitefahrer: N = 11, Profifahrer: N = 5). gelenk. Dies kann als Schwäche der Sprunggelenk umgreifenden Muskulatur gewertet werden, die nicht in der Lage ist, das Gelenk zu stabilisieren und die von den Knie- und Hüftstreckern aufgebrachten Kräfte bzw. Momente auf das Pedal zu übertragen. Die 3D-Analyse der Kniebewegung ergibt überraschender Weise, dass Elitefahrer das Knie dichter am Rahmen vorbeiführen als Profifahrer und Freizeitfahrer (Abb. 13). Die Gruppen haben sich hinsichtlich der Körpergröße nicht unterschieden, so dass dieses Ergebnis nicht auf anthropometrische Faktoren zurückzuführen ist, sondern ein gruppenspezifisches Bewegungsmerkmal sein muss. Der Gesamtweg, den das Knie in Richtung des Rahmens zurücklegt, ist in allen Fahrergruppen gleich. Anmerkung: Aus Platzgründen musste das Manuskript in einer gekürzten Version veröffentlicht werden. Die vollständige Arbeit einschließlich Literaturangaben ist beim Autor erhältlich. Korrespondenzadresse: Dr. Björn Stapelfeldt Institut für Sport und Sportwissenschaft Albert-Ludwigs-Universität Freiburg Schwarzwaldstraße 175 D-79117 Freiburg 0 Tel.: +49-761-203-4515 Fax: +49-761-203-4534 e-mail: bs@sport.uni-freiburg.de 8 B. Stapelfeldt, G. Mornieux Biomechanik im Radsport

RADSPORT muscular coordination is to look for the on-off-pattern of muscular activity and to relate this to the crank angle. Kinematic methods reveal cycling specific movement patterns of the whole body or single segments and anat-omic landmarks. Key words Biomechanics cycling pedal forces electromyography kinematics pedalling movement Übersatz B. Stapelfeldt, G. Mornieux Biomechanik im Radsport 9

Annexes ANNEXE VII MORNIEUX Guillaume, ZAMEZIATI Karim, ROUFFET David, BELLI Alain (2002) Communication orale: Influence of effectiveness on the interindividual variations of muscular efficiency in cycling. Proceedings of the 7 th ECSS Congress, Athens.

Annexes INFLUENCE OF EFFECTIVENESS ON THE INTERINDIVIDUAL VARIATIONS OF MUSCULAR EFFICIENCY IN CYCLING. G. Mornieux, K. Zameziati, E. Mutter, A. Belli. Laboratoire de Physiologie GIP Exercice, Université de Saint-Etienne, France. In cycling exercise, differences in gross and net efficiencies between subjects for a same speed and work rate have been reported in the literature (Gaesser and Brooks, 1975). Interindividual differences of effectiveness were also found in previous studies (Sanderson, 1991). However Lafortune and Cavanagh (1983) did not found any relationship between effectiveness and efficiency. Nevertheless their effectiveness measurement were criticized (Sanderson, 1991). The purpose of the present study was then to use an enhanced method to calculate the effectiveness in order to evidence the possible relationship between inter-individual differences of effectiveness and muscular efficiency. Eleven healthy recreational cyclists (age: 23±3 years (mean±sd), mass: 74±8 kg, Vo 2 max: 52±4.8 ml.min -1.kg -1 ) performed a 5 min. bout at a pedalling rate of 80 rpm and at a power level of 160W so that all subjects were below their lactate threshold. An original mechanical device constituted of a cycle ergometer mounted on a force plate was used to measure the three-dimensional forces applied on both pedals without modifying the mechanical characteristics of pedals (Belli and Lacour, 1995; Figure 1). Effectiveness (E) was thus calculated as the ratio between the tangential force and the total force applied on the pedal during the propulsive (downstroke) phase. Oxygen consumption (Vo2 in l) was determined by expired gas analysis. The gross (ηg) and net (ηn) efficiencies were then calculated as: ηg = W / (Vo2 20800) and ηn = W / ((Vo2 Vo2rest) 20800), where W is the mechanical work (in J) produced in one min on the bicycle ergometer and Vo2rest is the oxygen consumption (in l) during one min while seating on the bicycle. Pearson test showed that both ηg and ηn were significantly correlated with E (p<0.05; Figure 2). 27 24. R 2 = 0.452 ηn η (%) 21 ηg 18 R 2 = 0.544 Figure 1 : Photo of the mechanical device 15 40 45 50 55 60 E (%) Figure 2: ηg-e and ηn-e correlations Values of ηg (19.1±1.4%), ηn (23.9±1.8%) and E (50.8±5.3%) were comparable to the literature (Gaesser and Brooks, 1975; Sanderson, 1991). The main result of this study was the significant relationship between effectiveness and efficiency values among subjects. Contrary to Lafortune and Cavanagh (1983), this result was probably obtained because i) mechanical properties of the pedals were not modified (by extra weight and size due to the transducers fixed under the pedals in previous studies) and ii) only the propulsive phase was taken into account in effectiveness calculations (Sanderson, 1991). It seems then that in good pedalling conditions, part of interindividual variations of efficiency could be explained by effectiveness differences. REFERENCES Belli and Lacour (1995). XV th ISB Congress Jyväskylä: 98-99 Gaesser and Brooks (1975). J Appl Physiol 38: 1132-1139 Lafortune and Cavanagh (1983). Biomechanics VIII-B: 928-936 Sanderson (1991). J Sports Sci 9: 191-203

NOUVELLES METHODES DE MESURE DE L EFFICACITE DE PEDALAGE : APPLICATION A L ETUDE DES FACTEURS BIOMECANIQUES DU RENDEMENT MUSCULAIRE EN CYCLISME. Le travail de thèse présenté dans ce mémoire visait à proposer et valider de nouvelles méthodes de mesure de l efficacité de pédalage afin de pouvoir analyser les facteurs biomécaniques du rendement musculaire en cyclisme. L ETUDE I a proposé une nouvelle méthode de mesure de l efficacité de pédalage se basant sur la mesure des forces appliquées sur les pédales à partir de la fixation d un ergo-cycle sur une plate-forme de forces. Cette méthode, validée en conditions statique et dynamique, permet une mesure des forces en 3D appliquées sur les pédales en conservant les propriétés mécaniques des pédales. De plus, elle présente l avantage de rendre accessible cette mesure à de nombreux laboratoires du fait de la simplicité des outils de mesure utilisés. L ETUDE II a proposé une seconde méthodologie de mesure de l efficacité de pédalage se basant sur la mesure des forces tangentielles et radiales appliquées sur les pédales selon le principe de Hall. Cette méthode a été validée en laboratoire par le biais de mesures statique et dynamique. Elle présente comme principaux avantages, de permettre la mesure des forces appliquées sur les pédales en laboratoire et sur le terrain, de permettre la fixation de tous les types de pédale et enfin de fournir une mesure simple et valide de la puissance. L ETUDE III a permis ensuite d analyser la relation entre l efficacité de pédalage, mesurée au moyen de la première méthode, et le rendement musculaire. Cette étude met en évidence que les différences inter-individuelles d efficacité de pédalage, lorsque celles-ci sont calculées sur la phase descendante de la pédale, expliquent les variations de rendement musculaire observées entre les cyclistes à une puissance et une cadence de pédalage données. Cependant, l atteinte d un meilleur rendement musculaire lors de l augmentation de la puissance est due à une amélioration de l efficacité de pédalage lors de la phase ascendante de la pédale. L ETUDE IV avait pour objectif de déterminer si le niveau d expertise et le lien pied-pédale influençaient la performance. Au regard de cette étude, il n est pas totalement évident que le niveau d expertise influence la performance, même si les cyclistes élites présentaient un meilleur rendement brut. L utilisation de pédales automatiques semble quant à elle ne pas avoir d influence ni sur la technique de pédalage ni sur le rendement musculaire. Cependant, l utilisation d un feedback, afin de tirer sur la pédale en phase ascendante, permet aux cyclistes loisirs d améliorer leur efficacité de pédalage sans nuire à leur rendement musculaire. Malheureusement, tirer sur la pédale altère le rendement musculaire chez des cyclistes élites dont le pattern de pédalage est trop ancré et donc trop sensible aux variations. En conclusion, l utilisation de nouvelles méthodes de mesure des forces appliquées sur les pédales a permis de mettre en évidence que l efficacité de pédalage est un facteur mécanique de la performance, étant donné qu elle influence le rendement musculaire. De plus, si le lien pied-pédale ne semble pas influencer la performance, la technique du feedback offre des perspectives de recherche étant donné son impact sur la performance chez les cyclistes loisirs. Mots clés : biomécanique, cyclisme, méthodes de mesure, efficacité de pédalage, rendement musculaire, niveau d expertise, feedback.