# Analyse biomécanique de l'adaptabilité motrice chez l'humain: Influence de facteurs endogènes et exogènes sur le maintien de l'équilibre postural et la performance motrice

Teddy Caderby

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Teddy Caderby. Analyse biomécanique de l'adaptabilité motrice chez l'humain: Influence de facteurs endogènes et exogènes sur le maintien de l'équilibre postural et la performance motrice. Sciences du Vivant [q-bio]. Université de La Réunion, 2022. tel-04282072

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Habilitation à Diriger des Recherches

Analyse biomécanique de l'adaptabilité motrice chez l'humain :
Influence de facteurs endogènes et exogènes sur le maintien de
l'équilibre postural et la performance motrice

Teddy CADERBY

Maître de Conférences

Laboratoire IRISSE - EA 4075

Université de La Réunion

Soutenue le 8 juillet 2022 devant le jury composé de :

Professeur Laurence Chèze, Université Claude Bernard Lyon 1

Professeur Georges Dalleau, Université de La Réunion

Professeur Marie-Paule Gonthier, Université de La Réunion

Professeur Alain Hamaoui, Université Paris-Saclay

Professeur Bruno Watier, Université Toulouse 3 Paul Sabatier

Rapporteur

Directeur

Examinatrice

Rapporteur

Rapporteur
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## Remerciements

Je commencerais tout d'abord par remercier le Professeur Georges Dalleau qui m'a transmis cette passion pour la recherche sur le mouvement humain et qui continue toujours à l'entretenir. Merci Georges pour ton accompagnement sans faille depuis ces nombreuses années, les plus belles sont devant nous !

Je remercie sincèrement les Professeurs Laurence Chèze, Alain Hamaoui et Bruno Watier d'avoir accepté d'expertiser ce travail. C'est toujours un véritable plaisir de vous revoir et aussi un honneur de vous compter parmi les membres de ce jury. Je tiens aussi à remercier le Professeur Marie-Paule Gonthier d'avoir accepté d'examiner ce travail, et aussi pour ses grandes qualités humaines qui font de nos échanges des moments toujours agréables.

Je souhaiterais aussi remercier tous mes collègues, actuels ou passés, du laboratoire IRISSE et du département STAPS qui contribuent à cette dynamique de travail positive sans laquelle je ne serais probablement pas là aujourd'hui. Mes remerciements vont tout particulièrement vers (par ordre alphabétique) : Muriel pour ta bienveillance et aussi tes relectures de ce manuscrit, Dalila pour sa bonne humeur et son aide sur le volet RI, Stefano pour ton soutien et ta confiance, Bruno pour tes grandes compétences techniques et ton souci du détail, Nathan de veiller sur ma santé en me faisant bouger un peu au squash, Florian pour toutes ces discussions intéressantes au cours desquelles nous refaisons le monde (et le STAPS), Virginie pour ton courage à toute épreuve, Xavier pour toutes tes anecdotes et aussi ton suivi régulier de mon avancement sur cette HDR, Pascal pour tes coups de fil à n'importe quel moment de la journée, Pierre pour ta gentillesse et ton soutien depuis mon arrivée au sein du labo, Octavie pour ton aide précieuse sur les «dossiers» du laboratoire, Laurent pour ta grande disponibilité et ton dévouement, Nicolas pour nos riches échanges scientifiques au bureau et au bar, Chantal pour ta sympathie et ta sagesse.

J'adresse aussi mes remerciements à mes collègues du « Bâtiment S » qui font de nos moments passés au bureau un véritable plaisir. Je pense en particulier à Audrey, Véro, Thierry P., Thierry G., Vanessa, Christine, Chantale, Christiane, Jean-Bernard, Lorenza, Sophie.

Merci également à tous mes amis et collègues de métropole et du Canada, Paul Allard, Mickael Begon, Nicolas Peyrot, Pierre Portero, Thomas Robert, Eric Yiou, pour ces collaborations riches sur les plans professionnel et personnel. Vous êtes une véritable source d'inspiration.

Je me dois aussi de remercier toute l'équipe des docteurs et doctorants du laboratoire IRISSE que j'ai eu le plaisir d'encadrer ou côtoyer depuis le début de ma carrière et sans qui je n'aurais pas pu entreprendre ce projet d'HDR. Mes pensées vont tout particulièrement vers Jérémie, Angélique, Jade, Francis, Nowlan, Claire, Antonin, Richard, Manue, Vanessa, François.

Je réserve mes remerciements les plus chaleureux à ma famille, mes parents, mes frères, et à ma belle-famille pour leur soutien indéfectible et la source de motivation qu'ils représentent.

Enfin, je veux remercier Laëtitia, Maël et Téha pour leur amour et toutes leurs concessions. Vous êtes de loin ce qui peut m'arriver de plus beau dans ma vie.
TITRES ET TRAVAUX.................................................................................................................. 7

CURRICULUM VITAE.................................................................................................................... 9

ACTIVITES D'ENSEIGNEMENT ET RESPONSABILITES COLLECTIVES.................................................................................. 11

ACTIVITES DE RECHERCHE.................................................................................................................. 13

DIRECTION ET ENCADREMENT DE TRAVAUX DE RECHERCHE.................................................................................. 21

SYNTHESE DES TRAVAUX DE RECHERCHE.................................................................................................. 27

1 – ADAPTATIONS BIOMECANIQUES DU PROCESSUS D'INITIATION DE LA MARCHE.................................................. 31

1.1- Contribution méthodologique : Développement d'une méthode pour détecter l'évènement du décollement du talon à partir de données de plateforme de force.................................................................................. 36

1.2- Effet du port de charge et de sa localisation sur l'organisation biomécanique de l'initiation de la marche.................. 37

1.2.1- Effet d'une charge additionnelle sur le processus d'initiation de la marche.................................................................................. 38

1.2.2- Effet de la localisation de la charge sur le processus d'initiation de la marche ................................................................. 39

1.3- Effet de la vitesse de progression sur le contrôle de l'équilibre médiolatéral lors de l'initiation de la marche........ 42

1.4- Effet d'un obstacle et de la pression temporelle sur l'organisation biomécanique de l'initiation de la marche........ 44

1.5- Effet du pattern de pose de pied sur le contrôle de l'équilibre médiolatéral lors de l'initiation de la marche avec franchissement d'obstacle.................................................................................................................. 46

1.6- Effet de l'obésité sur l'organisation biomécanique de l'initiation de la marche ................................................................. 48

1.7- Effets de la perte de poids sur l'organisation biomécanique de l'initiation de la marche chez des individus en situation d'obésité .................................................................................................................. 50

Conclusion.................................................................................................................................................................................. 54

Perspectives.................................................................................................................................................................................. 55

2 – ADAPTATIONS BIOMECANIQUES ET ENERGETIQUES DE LA MARCHE INDUITES PAR LE DIABETE DE TYPE 2...... 56

2.1- Effets du diabète de type 2 sur la biomécanique et l'énergétique de la marche ................................................................. 60

2.2- Estimation de la dépense énergétique lors de la marche à partir des données issues d'un accéléromètre ................ 63

2.2.1-Validation d'une méthode d'estimation de la dépense énergétique chez des adultes d'âge moyen .................... 63

2.2.2- Validation d'une méthode d'estimation de la dépense énergétique chez des patients diabétiques de type 2 .. 66

2.2.3- Développement d'équations spécifiques pour estimer la dépense énergétique chez des adultes diabétiques et non diabétiques .................................................................................................................. 68

Conclusion.................................................................................................................................................................................. 70

Perspectives et projets de recherche.................................................................................................................. 71

3 – ADAPTATIONS BIOMECANIQUES INDUITES PAR LE VIEILLISSEMENT LORS D'UNE TACHE D'EXECUTION DU PAS 75

3.1- Effet de la vitesse de progression sur le moment libre vertical et la cinématique du corps dans le plan transverse au cours de la marche.................................................................................................................. 81

3.2- Effets du vieillissement sur le moment cinétique du corps au cours de l'initiation du pas ................................................ 84

3.3- Effet de la vitesse sur le moment cinétique du corps lors de l'initiation du pas chez des personnes âgées ............ 87

3.4- Effets du vieillissement sur les moments cinétiques segmentaires et leur contribution au moment cinétique du corps durant l'exécution du pas .................................................................................................................. 89
<table><tr><td>3.5- Effets du vieillissement sur le contrôle de l'équilibre : une analyse UCM</td><td>92</td></tr><tr><td>3.5.1- Contribution méthodologique sur l'analyse UCM</td><td>92</td></tr><tr><td>3.5.2- Effets du vieillissement sur le contrôle du moment cinétique du corps durant la tâche d'exécution du pas</td><td>96</td></tr><tr><td>Conclusion</td><td>100</td></tr><tr><td>Perspectives et projets de recherche</td><td>101</td></tr><tr><td>AUTRES TRAVAUX NON DEVELOPPES</td><td>108</td></tr><tr><td>SYNTHESE</td><td>111</td></tr><tr><td>REFERENCES</td><td>117</td></tr></table>
# Curriculum Vitae

Teddy CADERBY

35 ans

## Université de la Réunion

UFR Sciences de l'Homme et de l'Environnement
Laboratoire IRISSE - Département STAPS

Campus universitaire du Tampon,
117 rue du Général Ailleret,
97430 Le Tampon - Île de La Réunion

Tel : +262 262 91 20 06

Fax : +262 262 57 95 71

teddy.caderby@univ-reunion.fr

## SITUATION ACTUELLE

### MCF à l'Université de la Réunion

2014 – ...

UFR des Sciences de l'Homme et de l'Environnement – Département STAPS

Laboratoire Ingénierie Recherche Intervention Sport Santé Environnement

IRISSE (EA 4075)

Directeur : Pr Georges Dalleau

Directeur adjoint : Teddy Caderby (MCF)

### Thématiques de Recherche :

Mes travaux de recherche portent sur l'étude biomécanique des fonctions locomotrice et posturale dans le but de concevoir des méthodes et des outils visant à évaluer et à améliorer la performance motrice et la santé du patient et du sportif.

**Mots clés** : Biomécanique, Locomotion, Équilibre postural, Santé

## DIPLÔMES UNIVERSITAIRES

### Qualification aux fonctions de maître de conférences

2014

Section 74 : Sciences et Techniques des Activités Physiques et Sportives (STAPS)

### Doctorat de l'Université de La Réunion

2013

Spécialité : STAPS

École Doctorale n°542 : Sciences, Technologies, Santé

Titre : « Adaptabilité du processus d'initiation de la marche dans le plan frontal : Effets de la surcharge et de la vitesse »

Directeurs :
**Georges Dalleau** (PU, Université de La Réunion)
**Eric Yiou** (MCF – HDR, Université Paris Sud)

Jury :

Harry Boyer      Examinateur (Président)

Serge Le Bozec,  Rapporteur

Aleksandar Rodic  Examinateur

Patrice Rougier   Rapporteur

Mention : L'Université ne délivre pas de mention

Financement : Contrat Doctoral de l'Université de La Réunion
**Master 2 Rech. Exercice, Sport, Santé, Handicap** 2010
Université de La Réunion en co-habilitation avec l'Université Jean-Monnet, Saint-Étienne
Mention Bien - Rang 1

**Master 1 Exercice, Sport, Santé, Handicap** 2009
Université de La Réunion en co-habilitation avec l'Université Jean-Monnet, Saint-Étienne
Mention Très Bien - Rang 1

**Licence Sciences et Techniques des Activités Physiques et Sportives (STAPS)** 2008
Université de La Réunion
Mention Assez-bien - Rang 3

## AUTRE DIPLÔME UNIVERSITAIRE

### Diplôme Universitaire « Analyse du mouvement »

Service Universitaire de Formation Professionnelle (SUFP), Université de La Réunion.
Mention Très Bien

## EXPÉRIENCE PROFESSIONNELLE

* **Maître de Conférences** 2014 – ...
Université de la Réunion, UFR SHE, Département STAPS – Laboratoire IRISSE

* **Attaché Temporaire d'Enseignement et de Recherche (½ plein)** 2013 – 2014
Université de La Réunion, Département STAPS

* **Doctorant contractuel** 2010 – 2013
Université de La Réunion, Département STAPS

* **Stagiaire de recherche (3 mois)** 2012
Laboratoire d'Etude du Mouvement, Centre de Recherche du CHU Sainte Justine,
Université de Montréal, Canada

* **Stagiaire de recherche (3 mois)** 2012
Laboratoire d'Informatique et de Mathématiques (LIM), UFR des Sciences et
Technologies, Université de La Réunion
# Activités d'enseignement et responsabilités collectives

## SYNTHÈSE DES PRINCIPAUX ENSEIGNEMENTS

Depuis 2011, j'ai réalisé plus de 2000 heures (HETD) d'enseignement en Licence et Master STAPS à l'Université de La Réunion ainsi qu'à l'Institut de Formation en Masso-Kinésithérapie (IFMK) de La Réunion. Depuis mon recrutement en tant que MCF en 2014, j'ai effectué en moyenne 280h (HETD) d'enseignement par an. Le tableau ci-dessous présente la synthèse des enseignements réalisés (en nombre d'heures / an) en fonction du niveau (Licence : L ; Master : M) et de l'établissement.

<table><thead><tr><th></th><th>Types de cours</th><th>Volume</th><th>Niveau</th><th>Etablissement</th><th>Année</th></tr></thead><tbody><tr><td rowspan="2">Biomécanique du mouvement</td><td>CM</td><td>&gt;30h /an</td><td rowspan="2">L</td><td rowspan="2">Université de La Réunion<br>IFMK</td><td>2013 - ...</td></tr><tr><td>TD</td><td>&gt; 40h /an</td></tr><tr><td rowspan="2">Anatomie fonctionnelle</td><td>CM</td><td>20h /an</td><td rowspan="2">L - M</td><td rowspan="2">Université de La Réunion</td><td>2011 - ...</td></tr><tr><td>TD</td><td>&gt;40h / an</td></tr><tr><td>Travaux d'Etude et de Recherche</td><td>TD</td><td>40h /an</td><td>L</td><td>Université de La Réunion</td><td>2015 - ...</td></tr><tr><td rowspan="2">Posture et Locomotion</td><td>CM</td><td>20h /an</td><td rowspan="2">L - M</td><td rowspan="2">Université de La Réunion</td><td>2014 - ...</td></tr><tr><td>TD</td><td>50h /an</td></tr><tr><td rowspan="2">Outils d'évaluation de la condition physique</td><td>TD</td><td>4h /an</td><td rowspan="2">M</td><td rowspan="2">Université de La Réunion</td><td>2014 - ...</td></tr><tr><td>TP</td><td>8h /an</td></tr></tbody></table>

## Descriptif des principaux enseignements

- **Biomécanique du mouvement humain** : cinématique et dynamique linéaire et angulaire, travail, énergie et puissance mécanique, propriétés mécaniques et relations typiques du système musculosquelettique (Raideur, élasticité, cycle étirement-détente, relations Force-Vitesse-Puissance, Force-Longueur, capacités de force-endurance...).

- **Anatomie fonctionnelle** : Anatomie de l'appareil locomoteur, muscles, os, articulations, traumatologie.

- **Travaux d'Etude et de Recherche** : Démarche scientifique, Méthodologie de la recherche et suivi de projets de recherche d'étudiants.

- **Posture et locomotion** : biomécanique de la posture et de la locomotion, outils et tests d'évaluation.

- **Outils d'évaluation de la condition physique** : plateformes de force, système de capture du mouvement 3D, centrales inertielles et électromyographie.

- **Posture et locomotion** : biomécanique de la posture et de la locomotion, outils et tests d'évaluation.
RESPONSABILITÉS SCIENTIFIQUES ET ADMINISTRATIVES

Membre élu au Conseil Académique de l'Université de La Réunion Janvier 2021 – ...

Membre élu à la Commission Recherche de l'Université de La Réunion Janvier 2021 – ...

Vice-Doyen Recherche de l'UFR SHE – Université de La Réunion Novembre 2020 – ...

Directeur adjoint du Laboratoire IRISSE (EA 4075) Avril 2019 – ...

Administrateur provisoire du Laboratoire IRISSE (EA 4075) Décembre 2018 – Février 2019

Directeur par intérim du Laboratoire IRISSE (EA 4075) Septembre 2018 – Décembre 2018

Directeur adjoint du Laboratoire IRISSE (EA 4075) Septembre 2017 – Aout 2018

RESPONSABILITÉS PÉDAGOGIQUES

Responsable Master 2 STAPS APAS - Université de la Réunion 2019 – 2021

Responsable Licence 3 STAPS - Université de la Réunion 2016 – 2018

Président du jury de VAE du Master APAS - Université de la Réunion 2019 – 2021

Vice-Président du jury de VAE Licence APAS - Université de la Réunion 2019 – ...

Membre du jury de VAP de la Licence STAPS - Université de la Réunion 2016 – ...

AUTRES RESPONSABILITÉS

Membre élu de la section disciplinaire à l'égard des enseignants et des usagers 2021-...
Université de La Réunion

Membre de la commission carrière des enseignants 2021
Université de La Réunion

Vice-Président du Comité de Sélection du poste MCF 4247 (CNU 74) 2019
Affectation : Département STAPS – Laboratoire IRISSE - Université de La Réunion

Président du Comité de Sélection du poste MCF 4220 (CNU 74) 2018
Affectation : Département STAPS – Laboratoire IRISSE - Université de La Réunion

Membre du Comité de Sélection du poste MCF 4188 (CNU 74) 2017
Affectation : Département STAPS – Laboratoire IRISSE - Université de La Réunion

Responsable du suivi de cohortes à l'UFR SHE - Université de La Réunion 2014 – 2015
# Activités de recherche

## PUBLICATIONS

H-Index (Google Scholar) : 9

Impact factor moyen (2020) : 2,92 (max-min : 6,576 – 0,66)

24 articles publiés dans des revues indexées, 7 en 1er auteur, 4 en deuxième et 4 en dernier auteur
2 articles soumis et 3 en préparation

Facteur d'impact (IF 2020) : Journal Citation Report (JCR) de Institute for Scientific Information (ISI)

* **PUBLICATIONS DANS DES REVUES A COMITE DE LECTURE REPERTORIEES DANS LES BASES DE DONNEES INTERNATIONALES (ISI, PUBMED....)**

1. **Caderby T**, Cavallari P, Descarreaux M, Yiou E (2022). Editorial. The Contribution of Postural Adjustments to Body Balance and Motor Performane: Volume II. *Frontiers in Human Neuroscience* (Accepté). [IF=3.169].

2. Grondin F, Colman D, Peyrot N, Maillard O, Freppel S, **Caderby T**, Perdrix Y (2022). Reliability and difference in neck extensor muscles strength by a potable dynamometer in individuals with and without chronic neck pain. *Journal of Manual & Manipulative Therapy* 25: 1-7 [IF=1.9]

3. **Caderby T**, Begue J, Dalleau G, Peyrot N (2022). Measuring foot progression angle during walking using force-plate data. *Applied Mechanics* 3: 174-181.

4. Begue J, Peyrot N, Lesport A, Turpin NA, Watier B, Dalleau G, **Caderby T** (2021). Segmental contribution to whole-body angular momentum during stepping in healthy young and old adults. *Scientific Reports* 11: 19969. [IF=4.380]

5. Fournie C, Chouchou F, Dalleau G, **Caderby T**, Cabrera Q, Verkindt C (2021). Heart rate variability biofeedback in chronic disease management: a systematic review. *Complementary Therapies in Medicine* 60: 102750 [IF=2.446]

6. Begue J, Peyrot N, Dalleau G, **Caderby T** (2021). Effect of increasing speed on whole-body angular momentum during stepping in the elderly. *Journal of Biomechanics* 122: 110436 [IF=2.712 – rang A-1]

7. Chouchou F, Augustini M, **Caderby T**, Caron N, Turpin N, Dalleau G (2021). The importance of sleep and physical activity on well-being during COVID-19 lockdown: Reunion island as a case study. *Sleep Medicine* 77:297-301. [IF=3.492]

8. **Caderby T**, Caron N, Verkindt C, Bonazzi B, Dalleau G, Peyrot N (2020). Obesity-related alterations in antipatory postural mechanisms associated with gait initiation. *Experimental Brain Research* 238(11):2557-2567 [IF=1.972 – rang A-2]
9. Caron N, Peyrot N, **Caderby T**, Verkindt C, Dalleau G. (2020). Estimating energy expenditure from accelerometer data in healthy adults and patients with type 2 diabetes. *Experimental Gerontology*, 134:110894. [IF=4.032 – rang A-1]

10. Artico R, Fourcade P, Teyssèdre C, **Caderby T**, Delafontaine A, Yiou E (2020). Influence of Swing-Foot Strike Pattern on Balance Control Mechanisms during Gait Initiation over an Obstacle to Be Cleared. *Applied Sciences*, 10(1), 244 [IF=2.679]

11. Begue J, Peyrot N, Dalleau G, **Caderby T** (2019). Age-related changes in the control of whole-body angular momentum during stepping. *Experimental Gerontology*, 127:110714. [IF=4.032 – rang A-1]

12. Caron N, Peyrot N, **Caderby T**, Verkindt C, Dalleau G (2019). Accelerometry-based method for assessing energy expenditure in patients with type 2 diabetes during walking. *Journal of Human Nutrition and Dietetics* 32(4):531-534 [IF=3.089]

13. Ballas R, Peyrot N, Allard P, **Caderby T**, Edouard P, Dalleau G (2018). Shoulder loading reliability in seated able-bodied subjects. *Medical Engineering and Physics* 62:17-21. [IF=2.242 – rang A-2]

14. Caron N, Peyrot N, **Caderby T**, Verkindt C, Dalleau G (2018). Effect of type 2 diabetes on energy cost and preferred speed of walking. *European Journal of Applied Physiology* 118(11):2331-2338. [IF=3.078 – rang A-2]

15. Begue J, **Caderby T**, Peyrot N, Dalleau G (2018). Influence of gait speed on free vertical moment during walking. *Journal of Biomechanics* 75:86-90. [IF=2.712 – rang A-1]

16. Caron N, **Caderby T**, Peyrot N, Verkindt C, Dalleau G (2018). Validation of a method for estimating energy expenditure during walking in middle-aged adults. *European Journal of Applied Physiology* 118(2):381-388. [IF=3.078 – rang A-2]

17. Yiou E, **Caderby T**, Delafontaine A, Fourcade P, Honeine JL (2017). Balance control during gait initiation: State-of-the-art and research perspectives. *World Journal of Orthopedics* 8 (11):815. [IF=0.66]

18. **Caderby T**, Yiou E, Peyrot N, de Viviés X, Bonazzi B, Dalleau G (2017). Effects of changing body weight distribution on mediolateral stability control during gait initiation. *Frontiers in Human Neuroscience* 11. [IF=3.169].

19. Yiou E., Fourcade P., Artico R., **Caderby T** (2016). Influence of temporal pressure constraint on the biomechanical organization of gait initiation made with or without obstacle to clear. *Experimental Brain Research* 234 (6): 1363-75 [IF=1.972 – rang A-2]

20. Caron N, Peyrot N, **Caderby T**, Verkindt C, Dalleau G (2016). Energy expenditure in patients with Diabetes Mellitus: A Review. *Frontiers in Nutrition* 3. [IF=6.576].
21. Caderby T, Yiou E, Peyrot N, Begon M, Dalleau G (2014). Influence of gait speed on the control of mediolateral dynamic stability during gait initiation. *Journal of Biomechanics* 47 (2): 417-23. [IF=2.712 - rang A-1]

22. Caderby T, Yiou E, Peyrot N, Bonazzi B, Dalleau G (2013b). Detection of swing heel-off event in gait initiation using force-plate data. *Gait & Posture* 37 (1): 144-6. [IF=2.840 - rang A-2]

23. Caderby T, Dalleau G, Leroyer P, Bonazzi B, Chane-Teng D, Do M-C (2013a). Does an additional load modify the Anticipatory Postural Adjustments in gait initiation? *Gait & Posture* 37 (3): 463-6. [IF=2.840 - rang A-2]

24. Yiou E, Caderby T, Hussein T (2012). Adaptability of anticipatory postural adjustments associated with voluntary movement. A review. *World Journal of Orthopedics* 3(6): 75-86 [IF=0.66]

## ARTICLES SOUMIS OU EN REVISION

1. Turpin NA, Lesport A, **Caderby T**, Watier B, Peyrot N (**en révision majeure**). About the use of PCA and a symmetrical index of synergy in the UCM analysis. *Human Movement Science* [IF=2.161 - Rang A-2]

2. Grondin F, Freppel S, Jull G, Gerard T, **Caderby T**, Peyrot N. Fat infiltration of multifidus muscle is correlated with neck disability in patients with idiopathic chronic neck pain. Soumis à la revue *Journal of Clinical Medicine*. [IF=4.242]

## ARTICLES EN PREPARATION

1. **Caderby T**, Lesport A, Turpin NA, Dalleau G, Watier B, Robert T, Peyrot N, Begue J. (**en préparation**). Influence of aging on the stabilization of the whole-body angular momentum during stepping: an UCM-based analysis

2. **Caderby T**, Dalleau G, Caron N, Bonazzi B, Verkindt C, Schneebeli S, Peyrot N. (**en préparation**). A comparison of two weight reduction programs on the biomechanical organization of gait initiation in obese adults.

3. Peyrot N, Dalleau G, **Caderby T**, Verkindt C, Gonthier M-P, Besnier F, Favier F & Schneebeli S. (**en préparation**). Validation of a combined endurance and resistance training method on cycle ergometer in obese patients

## CHAPITRE D'OUVRAGE

1. **Caderby T**, Dalleau G (2018). A Simple Method for Measuring Lower Limb Stiffness in Hopping. In: *Biomechanics of Training and Testing*. Eds: Morin JB and Samozino P. Springer.
• CONGRES ET CONFERENCES AVEC PUBLICATION DANS DES ACTES

1. Begue J, Peyrot N, Lesport A, Turpin NA, Watier B, Dalleau G, **Caderby T** (2021). Influence of aging on segmental angular momenta during voluntary stepping. 46ème Congrès de la Société de Biomécanique, Saint-Etienne, France.

2. Sudlow A, Galantine P, Peyrot N, **Caderby T**, Dalleau G, Raymond JJ, Gavarry O, Vercruyssen F, Duché P (2021). Influence of maturation status and gender on the force-velocity profile. 19ème Congrès de l'Association des Chercheurs en Activités Physiques et Sportives (ACAPS), Montpellier, France.

3. Galantine P, Sudlow A, Peyrot N, **Caderby T**, Bélard C, Dalleau G, Duché P (2021). Force-velocity profile: gender effect. 19ème Congrès de l'Association des Chercheurs en Activités Physiques et Sportives (ACAPS), Montpellier, France.

4. **Caderby T**, Begue J, Dalleau G, Peyrot N (2019). Effect of speed on mediolateral dynamic stability during stepping in older adults. 44ème Congrès de la Société de Biomécanique, Poitiers, France.

5. Lesport A, **Caderby T**, Peyrot N, Turpin NA (2019). Robust control of the whole-body center of mass position during beyond-the-reach movements in elderly. 44ème Congrès de la Société de Biomécanique, Poitiers, France.

6. Begue J, Peyrot N, Dalleau G, **Caderby T** (2019). Whole-body angular momentum during step initiation in young and older adults. 44ème Congrès de la Société de Biomécanique, Poitiers, France.

7. Begue J, Dalleau G, Peyrot N, **Caderby T** (2019). Comparison of two commonly used metrics for assessment of age-related alterations in dynamic stability during stepping. 28th Annual Congress of the European Society for Motion analysis in Adults and Children (ESMAC), Amsterdam, Netherlands.

8. **Caderby T**, Verkindt C, Peyrot N, Caron N, Dalleau G (2019). Obesity-related alterations in anticipatory postural control mechanisms associated with gait initiation, 3ème Congrès de Physiologie et de Biologie Intégrative, Montpellier, France. Abstract publié dans la revue Acta Physiologica (IF=5.93).

9. Caron N, Peyrot N, **Caderby T**, Verkindt C, Dalleau G (2016). Validation and comparison of two based accelerometry devices for estimating energy expenditure of walking in diabetic patients. 21st annual Congress of the European College of Sport Science, Vienna.

10. **Caderby T**, Leroyer P, Peyrot N, Dalleau G (2016). Effets du vieillissement sur le contrôle de la quantité de mouvement angulaire verticale durant l'initiation de la marche. 15ème congrès de la SOFAMEA, Brest, France. Communication affichée.

11. Yiou E., Fourcade P., Artico R., **Caderby T** (2015). Influence of temporal pressure constraint on the biomechanical organization of gait initiation made with or without obstacle to clear. 40ème Congrès de la Société de Biomécanique, Paris, France.
12. **Caderby T**, Leroyer P, Do M-C, Bonazzi B, Dalleau G (2011). Effect of overload on anticipatory control of gait initiation. 23th congress of the International Society of Biomechanics, Brussels, Belgium. Communication affichée.

13. **Caderby T**, Leroyer P, Bonazzi B, Dalleau G (2011). Effet d'une surcharge sur le contrôle anticipatoire de l'initiation de la marche. 10ème congrès de la SOFAMEA, Saint Etienne, France. Communication orale

• **CONFERENCIER INVITE**

1. **Caderby T** (2016). Equilibre postural et sport : que nous dit la science ? . Conférence « Maths et Sport », La semaine des mathématiques, Saint-Denis, La Réunion, du 16 au 27 mars 2016. Oral

COLLABORATIONS SCIENTIFIQUES

(uniquement celles ayant données lieu à publication ou communication dans des congrès)

• **Nationales :**

Université Paris Sud, Laboratoire CIAMS

Collaboration avec Dr Eric Yiou sur la coordination posture-mouvement.

Le Mans Université, Laboratoire MIP

Collaboration avec le Pr Nicolas Peyrot sur le développement de solutions innovantes pour
l'évaluation et l'amélioration de la mobilité.

Université de Montpellier, LAAS

Collaboration avec le Pr Bruno Watier sur l'identification de descripteurs de l'instabilité lors de la locomotion.

Université de Toulon, Laboratoire IAPS

Collaboration avec le Pr Pascale Duché sur les effets du développement et du genre sur les capacités physiques.

Université de Saint Etienne, LIBM

Collaboration avec le Pr Pascal Edouard sur le développement d'une nouvelle méthode pour l'évaluation de l'instabilité de l'épaule.

• Internationales :

Université de Montréal, Département de Kinésiologie, Canada

Collaboration avec le Pr Paul Allard sur l'étude d'une nouvelle méthode biomécanique d'évaluation de l'instabilité de l'épaule.
Laboratoire de Simulation et Modélisation du Mouvement (S2M), Canada

Collaboration avec le Pr Mickael Begon sur l'étude du maintien de l'équilibre au cours de la
locomotion.

Université de Milan, Département de Physiopathologie, Italie

Collaboration avec le Pr. Paolo Cavallari sur un Research Topic dans la revue Frontiers in
Human Neuroscience portant sur la contribution des Ajustements Posturaux Anticipateurs à la
performance motrice et à l'équilibre postural

Université du Québec à Trois-Rivières, Département des Sciences de l'activité physique, Canada

Collaboration avec le Pr. Martin Descarreaux sur un Research Topic dans la revue Frontiers in Human Neuroscience portant sur la contribution des Ajustements Posturaux Anticipateurs à la performance motrice et à l'équilibre postural

PROJETS DE RECHERCHE FINANCÉS

Projet de recherche collaboratif « e-WALKING»

En attente résultats Phase 2

Financement ANR : 700 K€ Euros

Titre : « Balance augmentation in walking using electrical muscle stimulation »

Partenaires institutionnels : Université de La Réunion, Université de Montréal (Pr . Mickael

Begon), Le Mans Université (Pr . Nicolas Peyrot), CHU de La Réunion (Dr . Jean-Marc Eychène)

Implication dans le projet : Coordinateur scientifique

Projet de recherche et développement « DALON »

2021 – 2023

Financement FEDER : 800 K€ Euros

Titre : « Diagnostic de la fonction neuromusculaire »

Responsables scientifiques : Pr. Georges Dalleau – Pr . Nicolas Peyrot

Partenaires institutionnels : Université de La Réunion, Le Mans Université (Pr . Nicolas Peyrot),

Université de Savoie Mont-Blanc (Dr. Pierre Samozino), Université de Saint-Etienne (Pr.

Guillaume Millet)

Implication dans le projet : Partenaire scientifique

Projet Hospitalier de Recherche Clinique, PHRC "Obélix"

2013 – 2015

Financement PHRC – Ministère de la Santé : 200 K€

Titre : « Influence du niveau de force musculaire sur l'énergétique de la marche chez les personnes obèses »

Investigateur Principal : Dr Stéphane Schneebeli, CHU de la Réunion, Service d'Endocrinologie et Maladies Métaboliques

Responsable scientifique : Pr. Nicolas Peyrot

Implication dans le projet : Partenaire scientifique

Projet de recherche « DiabeTIC»

2012 - 2015

Financement « Programme d'Investissements d'Avenir » : 139 K€

Développement d'un capteur d'activité physique pour le suivi et la prise en charge du patient
diabétique de type 2.

Titre : « Estimation de la dépense énergétique chez des personnes atteintes de diabète de type 2 »

Responsable : Pr Georges Dalleau

**Implication dans le projet : Partenaire scientifique**

**Projet de recherche «BQR»**

2015

Financement Bonus Qualité Recherche – Université de La Réunion : 5 K€

Titre : « Développement et validation d'une méthode d'estimation de la dépense énergétique chez des personnes diabétiques de type 2 à partir de capteurs portables »

**Implication dans le projet : Porteur du projet**

## AUTRES PROJETS FINANCÉS

- 2019 : **Obtention d'un financement de 47 781€** dans le cadre d'un appel à projet de la faculté SHE de l'Université de La Réunion. Titre du projet : *TPScience*. Ce financement a permis l'achat d'un système de mesure des échanges gazeux portables (K5, Cosmed), un échographe portable (Oscult, Oscadi) et un stimulateur électrique musculaire sans fil (Phenix USB Neo, Vivaltis). **Rôle : porteur du projet.**

- 2017 : **Obtention d'un financement de 74 000€** dans le cadre d'un appel à projet d'équipement pédagogique et de recherche innovant de la faculté SHE de l'Université de La Réunion. Titre du projet : *Analyse myodynamique de la motricité*. Ce financement a permis l'acquisition de 6 caméras optoélectroniques (Vero, Vicon), une grande plateforme de force triaxiale (60x120 cm, AMTI), un système EMG sans fil (Wave, Cometa) **Rôle : porteur du projet.**

## RAYONNEMENT SCIENTIFIQUE ET VALORISATION DE LA RECHERCHE

### Participation à des sociétés savantes

* Membre de la Société de Biomécanique (SB)

* Membre de la SOciété Posture Équilibre Locomotion (SOFPEL)

* Membre de l'International Society for Posture and Gait Research (ISPGR)

### Vulgarisation des résultats de la recherche

* Présentation de mon parcours académique et de mes travaux de recherche dans le cadre de la journée académique "Cordées de la réussite et des parcours d'excellence" sur le thème "Croire en soi et réussir à La Réunion" organisée par l'Université de La Réunion le vendredi 6 avril 2018.

* Organisateur et pilotage des animations scientifiques organisées par le laboratoire IRISSE dans le cadre de la Fête de la Science (éditions 2018 et 2019) sur le site du Tampon de l'Université de La Réunion.

* Présentation de travaux de recherche « Equilibre postural et sport : que nous dit la science ? ». Présentation réalisée dans la cadre d'une conférence organisée à l'occasion de « la semaine des mathématiques » au lycée de Bellepierre, Saint-Denis, La Réunion (2016).
ACTIVITÉS D'EXPERTISE

* Guest Editor pour un numéro spécial dans la revue International Journal of Environmental Research and Public Health (2022)

Titre : Gait Analysis in Sport and Rehabilitation

* Guest Editor pour un Research Topic dans la revue Frontiers in Human Neuroscience (2020)

Titre : The Contribution of Postural Adjustments to Body Balance and Motor Performance (Vol. II)

Guest Editors : Teddy Caderby, Paolo Cavallari (University de Milan, Italie), Martin Descarreaux (Université du Québec à Trois Rivières, Canada), Eic Yiou (Université Paris-Saclay, France).

* Membre de l'Editorial Board de la revue World Journal of Orthopedics (Q2 SJR) 2018-...

* Expert scientifique de demande de subvention CIFRE (n° 2019/0667) pour l'Agence Nationale Recherche Technologie (ANRT)

* Expert pour les journaux suivants : *The Journal of Physiology, Scientific Reports, Plos One, PeerJ, Journal of Biomechanics, Gait & Posture, Clinical Biomechanics, Journal of Motor Behavior, Frontiers in Aging Neuroscience, Human Movement Science, Motor Control, Frontiers in Human Neuroscience, International Journal of Sports Medicine, Somatosensory & Motor Research, Journal of Clinical Medicine, Science & Sports, World Journal of Orthopedics.*

* Expertise de proposition d'ouvrage (2016). Titre : Biomechanics and Gait Analysis. Auteur : Nicholas Stergiou. Editeur : Elsevier.

* Membre du Comité consultatif Local d'Expertise chargé de l'examen des candidatures des étudiants à l'Allocation Régionale de Recherche

* Expert dans le cadre du programme d'actions collectives de prévention « ATOUT AGE » déployé par la CGSS, la Sécurité Sociale pour les Indépendants (RSI) et le GIE Vieillissement Actif de La Réunion en 2017.

DISTINCTIONS, BOURSES ET PRIX

- 2019 : Obtention de la Prime d'Encadrement Doctoral et de Recherche (PEDR). Contingent CNU (20% premiers).

- 2015 : Obtention d'un Bonus Qualité Recherche (5 000€) de l'Université de La Réunion. Titre du projet : « Développement et validation d'une méthode d'estimation de la dépense énergétique chez des personnes diabétiques de type 2 à partir de capteurs portables »

- 2012 : Obtention d'une bourse (6000$ CAN) pour la réalisation d'un stage de recherche de 3 mois au sein du Laboratoire d'Etude du mouvement de l'Hôpital Sainte-Justine de Montréal (Canada)

- 2010-2013 : Obtention d'un Contrat Doctoral de l'Université de La Réunion
# Direction et encadrement de travaux de recherche

## Synthèse

Encadrement en cours : 4 D (3 co-direction et 1 co-encadrement), 7 M2 et 3 M1.

Encadrements effectués : 2 Doctorats (1 co-encadrement et 1 co-direction), 23 Master 2 (13 Stages professionnels et 10 stages recherche), 12 Master 1.

## CO-DIRECTION DE THÈSE

**Nowlan Deville, Université de la Réunion**

2021 - ...

Financement : Allocation Régionale de Recherche, Région Réunion

Thèse : « *Effets aigus et chroniques des étirements musculaires sur la qualité de la marche des personnes diabétiques de type 2* »

Directeur (10%) : Georges Dalleau (PU, Université de la Réunion)

**Co-directeur (50%) : Teddy Caderby (MCF, Université de la Réunion)**

Co-directeur (10%) : Pierre Portero (PU, Université Paris Est Créteil)

Co-encadrant (30%) : Nathan Caron (MCF, Université de la Réunion)

**Jade Christen, Université de la Réunion**

2019 - ...

Financement : Contrat doctoral de l'Université de La Réunion

Thèse : « *Identification de biomarqueurs pour la détection précoce de la chute chez l'Homme* »

Directeur (50%) : Georges Dalleau (PU, Université de la Réunion)

**Co-directeur (50%) : Teddy Caderby (MCF, Université de la Réunion)**

Co-encadrant : Nicolas Turpin (MCF, Université de la Réunion)

**Francis Grondin, Université de la Réunion**

2019 - ...

Financement : Contrat CIFRE entre l'Université de La Réunion et l'entreprise PhysioFormation

Thèse : « *Les cervicalgies chroniques non spécifiques : Contributions des paramètres musculaires cervicaux et effet du reconditionnement musculaire* »

Directeur (50%) : Nicolas Peyrot (PU, Le Mans Université)

**Co-directeur (50%) : Teddy Caderby (MCF, Université de la Réunion)**

## Publications correspondantes :

- **Grondin F**, Colman D, Peyrot N, Maillard O, Freppel S, **Caderby T**, Perdrix Y. Reliability and difference in neck extensor muscles strength by a potable dynamometer in individuals with and without chronic neck pain. *Journal of Manual & Manipulative Therapy* 25:1-7. [IF=1.9]

- **Grondin F**, Freppel S, Jull G, Gerard T, **Caderby T**, Peyrot N. Fat infiltration of multifidus muscle is correlated with neck disability in patients with idiopathic chronic neck pain. *Soumis à la revue Journal of Clinical Medicine*. [IF=4.242]
Jérémie Begue, Université de la Réunion

2017 - 2020

Financement : Allocation Régionale de Recherche, Région Réunion

Thèse : « Etude des modifications du contrôle du moment cinétique chez la personne âgée lors de l'exécution du pas »

Directeur (50%) : Nicolas Peyrot (PU, Le Mans Université)

Co-directeur (50%) : Teddy Caderby (MCF, Université de la Réunion)

Co-encadrant : Georges Dalleau (PU, Université de la Réunion)

### Publications correspondantes :

- **Begue J**, Peyrot N, Lesport A, Turpin NA, Watier B, Dalleau G, **Caderby T**. Segmental contribution to whole-body angular momentum during stepping in healthy young and old adults. *Scientific Reports* 11: 19969 [IF=4.379]

- **Begue J**, Peyrot N, Dalleau G, **Caderby T** (2021). Effect of increasing speed on whole-body angular momentum during stepping in the elderly. *Journal of Biomechanics* 122: 110436 [IF=2.712 – rang A-1]

- **Begue J**, Peyrot N, Dalleau G, **Caderby T** (2019). Age-related changes in the control of whole-body angular momentum during stepping. *Experimental Gerontology*, 127:110714. [IF=4.032 – rang A-1]

- **Begue J**, **Caderby T**, Peyrot N, Dalleau G (2018). Influence of gait speed on free vertical moment during walking. *Journal of Biomechanics* 75:86-90. [IF=2.712 – rang A-1]

## CO-ENCADREMENT DE THÈSE

❖ **Angélique Lesport**, Université de La Réunion

2018 - ...

Financement : Contrat Doctoral de l'Université de La Réunion

Thèse : « Contrôle moteur et chutes chez la personne âgée »

Directeur : Nicolas Peyrot (PU, Le Mans Université)

Co-directeur : Nicolas Turpin (MCF, Université de la Réunion)

Co-encadrant : Teddy Caderby (MCF, Université de la Réunion)

### Publications correspondantes :

- **Caderby T**, **Lesport A**, Turpin NA, Dalleau G, Watier B, Robert T, Peyrot N, Begue J. (en préparation). Influence of aging on the stabilization of the whole-body angular momentum during stepping: an UCM-based analysis

- Turpin NA, **Lesport A**, **Caderby T**, Watier B, Peyrot N (en révision majeure). About the use of PCA and a symmetrical index of synergy in the UCM analysis. *Human Movement Science* [IF=2.161 – Rang A-2]

- Begue J, Peyrot N, **Lesport A**, Turpin NA, Watier B, Dalleau G, **Caderby T**. Segmental contribution to whole-body angular momentum during stepping in healthy young and old adults. *Scientific Reports* 11: 19969 [IF=4.379]

- **Lesport A**, **Caderby T**, Peyrot N, Turpin NA (2019). Robust control of the whole-body center of mass position during beyond-the-reach movements in elderly. *Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering*, Vol. 22, No. Sup1, S427-S429
❖ Nathan Caron, Université de la Réunion

2014 - 2017

Financement : Allocation Régionale de Recherche, région Réunion

Thèse : « Estimation de la dépense énergétique chez des personnes atteintes de diabète de type 2 »

Directeur : Georges Dalleau (PU, Université de la Réunion)

Co-directeur : Nicolas Peyrot (PU, Le Mans Université)

Co-encadrant : Teddy Caderby (MCF, Université de la Réunion)

Publications correspondantes :

- Caron N, Peyrot N, Caderby T, Verkindt C, Dalleau G (2019). Accelerometry-based method for assessing energy expenditure in patients with type 2 diabetes during walking. *Journal of Human Nutrition and Dietetics* 32(4):531-534 [IF=3.089]

- Caron N, Peyrot N, Caderby T, Verkindt C, Dalleau G (2018). Effect of type 2 diabetes on energy cost and preferred speed of walking. *European Journal of Applied Physiology* 118(11):2331-2338. [IF=3.078 – rang A-2]

- Caron N, Caderby T, Peyrot N, Verkindt C, Dalleau G (2018). Validation of a method for estimating energy expenditure during walking in middle-aged adults. *European Journal of Applied Physiology* 118(2):381-388. [IF=3.078 – rang A-2]

- Caron N, Peyrot N, Caderby T, Verkindt C, Dalleau G (2016). Energy expenditure in patients with Diabetes Mellitus: A Review. *Frontiers in Nutrition* 3. [IF=6.576].

DIRECTIONS DE MASTER

MASTER 1

<table><tr><td>- Phanuel Ayagapin (50%) - Master 1 STAPS APAS, Université de La Réunion<br>Identification de marqueurs EEG pour la détection de la perte d'équilibre chez l'Homme<br>Co-encadrement avec F. Chouchou (MCF, Univ Réunion)</td><td>2022</td></tr><tr><td>- Baptiste Jegou (100%) - Master 1 STAPS APAS, Université de La Réunion<br>Effets de la stimulation électrique musculaire sur la propulsion au cours de la marche</td><td>2022</td></tr><tr><td>- Djamaly Hassani (100%) - Master 1 STAPS APAS, Université de La Réunion<br>Effets d'un programme d'activités physiques adaptées sur la mobilité de personnes âgées dépendantes</td><td>2022</td></tr><tr><td>- Tom Collet (100%) - Master 1 STAPS APAS, Université de La Réunion<br>Corrélation entre l'instabilité articulaire du genou, le laxisme en positions extrêmes<br>et les paramètres de stabilité posturale</td><td>2021</td></tr><tr><td>- Kelly Voitus (100%) - Master 1 STAPS APAS, Université de La Réunion<br>Effet du renforcement musculaire sur la stabilité du genou de personnes<br>atteintes d'instabilité chronique du genou</td><td>2020</td></tr><tr><td>- Landry Kamiza (100%) - Master 1 STAPS APAS, Université de La Réunion<br>Effet d'un programme d'activité physique basé sur les jeux vidéo sur les<br>capacités d'équilibre de personnes âgées</td><td>2020</td></tr><tr><td>- Nowlan Deville (100%) - Master 1 STAPS APAS, Université de La Réunion<br>Effets de différents types d'étirements des fléchisseurs plantaires de la cheville<br>sur le maintien de l'équilibre postural unipodal</td><td>2020</td></tr><tr><td>- Matthieu Le Floch (50%) - Master 1 STAPS APAS, Université de La Réunion<br>Détection précoce de la chute à partir de centrales inertielles : comparaison<br>de différents algorithmes. Co-encadrement avec N. Turpin (MCF, Univ Réunion)</td><td>2019</td></tr><tr><td>- Antonin Le Corre (50%) - Master 1 STAPS APAS, Université de La Réunion<br>Effet de la fatigue centrale, de la fatigue périphérique ou des deux combinées sur<br>le contrôle postural orthostatique. Co-encadrement avec N. Turpin</td><td>2019</td></tr><tr><td>- Jade Christen (100%) - Master 1 STAPS APAS, Université de La Réunion</td><td>2018</td></tr><tr><td></td><td>23</td></tr></table>
Influence de la vitesse de progression sur la stabilité dynamique au cours de l'arrêt de la marche

- Sébastien Savaranin (100%) - Master 1 STAPS APAS, Université de La Réunion 2018
  Influence du niveau d'expertise sur l'équilibre postural de pratiquants d'aïkido

- Jérémie Begue (50%) - Master 1 STAPS APAS, Université de La Réunion 2016
  Relation entre le moment libre vertical et la vitesse de marche
  Co-encadrement avec G. Dalleau (PU, Univ Réunion)

## MASTER 2 RECHERCHE

- Oscar Herrera (100%) - Master 2 Biomécanique et Biomatériaux, Université de Reims 2022
  Conception d'un exosquelette passif de cheville et évaluation de son impact sur la marche

- Thomas Aout (100%) - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion 2022
  Evaluation de la stimulation électrique musculaire sur la biomécanique de la marche

- Tom Collet (100%) - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion 2022
  Effets du port de l'équipement sur l'équilibre statique et dynamique chez des sapeurs-pompiers

- Romain Thésée (50%) - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion 2022
  Effets de la maturation sur le profil force-vitesse en saut vertical chez des adolescents
  Co-Encadrement avec Jeffrey Bardin (Univ Réunion)

- Julian Kamili (100%) - Master of Science in Rehabilitation and Prevention, University of Leipzig 2022
  Effects of stretching exercises on gait and balance in young healthy adults

- Nowlan Deville (100%) - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion 2021
  Comparaison de deux types d'étirements des fléchisseurs plantaires sur l'équilibre postural unipodal

- Daphné Guével (100%) - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion 2021
  Effet de l'imagerie kinesthésique sur le maintien de l'équilibre en situation instable

- Cyril Péna (100%) - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion 2021
  Validation d'une méthode pour estimer la pression du garrot pour l'entraînement sous occlusion vasculaire.

- Thomas Gérard (50%) - Master 2 Ingénierie de la Santé – IRHPM, Université de Picardie 2021
  Corrélations entre paramètres cliniques cervicaux et symptomatologie des patients cervicalgiques chroniques non spécifiques. Co-encadrement avec Francis Grondin (Univ Réunion)

- Jade Christen (100%) - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion 2019
  Effets du vieillissement sur la régulation de l'équilibre au cours de l'arrêt du pas

- Sébastien Savaranin (100%) - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion 2019
  Influence du niveau d'expertise sur l'équilibre dynamique de pratiquants d'Aïkido

- Axelle Hoareau (100%) - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion 2018
  Effets de différentes aides techniques sur l'équilibre et le coût énergétique lors de la marche chez la personne âgée

- Jérémie Begue (100%) - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion 2017
  Effets de la vitesse sur le contrôle de la quantité de mouvement angulaire verticale au cours de la marche

- Rodrigue Baret (100%) - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion 2017
  Effet d'un entraînement sur slack-line sur l'équilibre postural des personnes obèses

- Nathan Caron (50%) - Master 2 APAS ERI, IFEPSA 2014
  Identification des activités physiques à l'aide de centrales inertielles.
  Co-Encadrement avec Georges Dalleau (PU, Univ Réunion)

## MASTER 2 PROFESSIONNEL

- Véronique Martins - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion 2022
  Effets de la stimulation électrique fonctionnelle sur la marche de patients hémiplégiques
<table><tr><td>- Oriane Baron - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion</td><td>2022</td><td>Prise en charge APA versus prise en charge en ergothérapie du positionnement assis au fauteuil roulant de la personne âgée polypathologique</td></tr><tr><td>- Olivier Aquime - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion</td><td>2021</td><td>Activité physique adaptée pour l'inclusion sociale d'adultes porteurs de handicap mental</td></tr><tr><td>- Ana Vasovic - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion</td><td>2021</td><td>Conception d'un programme d'APAS pour la prévention des chutes chez des séniors en EHPAD</td></tr><tr><td>- Gésen Guidé - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion</td><td>2021</td><td>Création, évaluation et pilotage d'un programme d'activité physique adaptée dans le cadre du dispositif "École Du Dos" en Clinique de Rééducation Fonctionnelle.</td></tr><tr><td>- Landry Kamiza - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion</td><td>2021</td><td>Effets d'un programme d'Activité Physique Adaptée sur les capacités cardio-respiratoires des patients atteints et en réhabilitation du SARS-CoV-2</td></tr><tr><td>- Kelly Voitus - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion</td><td>2021</td><td>Conception et évaluation d'un programme de réentraînement en force pour un public d'adultes atteints de lombalgies chroniques</td></tr><tr><td>- Antoine Danez - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion</td><td>2021</td><td>Intérêt de l'Activité Physique Adaptée lors d'une phase de pairing chez l'enfant avec autisme</td></tr><tr><td>- Jérémie Anciaux - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion</td><td>2020</td><td>Mise en place d'un projet APAS au sein d'un service d'Éducation Spécialisée et de Soins A Domicile accueillant des enfants présentant une déficience intellectuelle</td></tr><tr><td>- Olivier Quintin - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion</td><td>2020</td><td>Construction et évaluation d'un projet de prévention de l'obésité chez des jeunes au sein d'une association sportive de Judo</td></tr><tr><td>- Gael Payet - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion</td><td>2020</td><td>L'activité physique adaptée au service de l'accompagnement des personnes déficientes Intellectuelles</td></tr><tr><td>- Sarrite Demmery - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion</td><td>2020</td><td>Effets du réentraînement en force sur les capacités fonctionnelles d'adultes obèses</td></tr><tr><td>- Jérémy Mithra - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion</td><td>2020</td><td>Les effets des jeux vidéos actifs combinés à un programme d'activité physique adaptée chez des enfants atteints d'obésité.</td></tr><tr><td>- Fleuralissa Cady - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion</td><td>2020</td><td>Effets de la gym douce et de la danse sur l'équilibre postural et l'autonomie des séniors.</td></tr><tr><td>- Guillaume Magdeleine - Master 2 STAPS APAS, Université de La Réunion</td><td>2020</td><td>Effets de la gym douce et de la danse sur l'équilibre postural et l'autonomie des séniors.</td></tr></table>

## PARTICIPATION À DES COMITÉS DE SUIVI DE THÈSE

- **Membre du comité de suivi** de la thèse de Thomas Vialleron. Date de première inscription (2015). Sujet de la thèse : Analyse des effets d'une modification expérimentale de la capacité posturo-cinétique induite par deux types d'exercices physiques sur l'organisation biomécanique de la marche et de l'initiation de la marche : vibrations du corps entier et étirements musculaires. Thèse réalisée à l'Université Paris 11. Directeur de thèse : Dr. Eric Yiou. Co-encadrant : Dr. Paul Fourcade. Co-encadrant : Dr. Arnaud Delafontaine.

- **Membre du comité de suivi** de la thèse de Romain Artico. Date de première inscription (2015). Sujet de la thèse : Analyse des coordinations entre la posture et le mouvement lors de l'initiation de la marche avec enjambement d'obstacle : anticipation posturale, adaptation et modélisation. Thèse
réalisée à l'Université_Paris 11. Directeur de thèse : Dr. Eric Yiou. Co-directeur de thèse : Dr. Paul Fourcade.

- Membre du comité de suivi de la thèse de Sébastien Ditcharles. Date de première inscription (2013). Sujet de la thèse : *Système musculo-squelettique et capacité posturo-cinétique dans l'initiation de la marche : effet de la fatigue musculaire, d'un blocage articulaire et d'une manipulation vertébrale*. Thèse réalisée à l'Université Paris 11. Directeurs de thèse : Dr. Eric Yiou et Pr. Alain Hamaoui.

- Membre du comité de suivi de la thèse de Claire Fournié. Date de première inscription (2016). Sujet de la thèse : Etude des bénéfices de programmes d'activité physique adaptée (APA) combinés à un entrainement à la cohérence cardiaque sur la qualité de vie de personnes adultes traités pour une hémopathie maligne. Thèse réalisée à l'Université de La Réunion. Directeur de thèse : Pr. Georges Dalleau. Co-directeur de thèse : Dr. Chantal Verkindt.
Notre faculté à nous mouvoir et à nous déplacer de manière sûre et efficace dans notre environnement est cruciale pour notre autonomie. Pourtant, cela se révèle être particulièrement complexe parce que nous sommes soumis quasiment en permanence à des facteurs qui peuvent potentiellement perturber la performance de nos mouvements et le maintien de notre équilibre postural, i.e., le maintien du corps dans un état (en termes notamment de position, quantité de mouvement et moment cinétique) permettant de réaliser la tâche prescrite sans chuter. Ces facteurs peuvent être de nature endogène, i.e. liée à l'individu lui-même (pathologie, vieillissement, fatigue...), ou de nature exogène, i.e. liée à l'environnement extérieur (port d'une charge, obstacle...). Malgré cela, nous sommes capables la plupart du temps et pour la plupart d'entre nous de réaliser nos mouvements efficacement et sans chuter. Pour y parvenir, nous devons faire preuve d'une certaine capacité d'adaptation. Cela se traduit plus précisément par notre capacité à trouver et à mettre en œuvre des stratégies motrices afin de réaliser au mieux la tâche prescrite face à ces perturbations multiples.

Les travaux de recherche dont la synthèse suit ont pour objectif principal d'étudier d'un point de vue biomécanique l'adaptabilité motrice chez l'Homme. De manière plus précise, ces travaux ont pour finalité d'investiguer la capacité de l'être humain à s'adapter dans ce type de situation où la performance motrice et l'équilibre postural sont perturbés par différents types de facteurs. Outre de mieux comprendre la capacité de réorganisation motrice de l'être humain, ces travaux ont également pour finalité de pouvoir proposer des solutions pour l'évaluation et l'amélioration de la performance motrice et l'équilibre chez des individus présentant des dégradations de leur mobilité et de comprendre les mécanismes sous-jacents. Ces travaux ont été réalisés au sein du laboratoire Ingénierie Recherche Intervention Sport Santé Environnement (IRISSE, EA 4075) (anciennement Laboratoire DIMPS) de l'Université de La Réunion. Ils ont débuté pendant la réalisation de ma thèse et se sont poursuivis dans le cadre de mes activités d'Attaché Temporaire d'Enseignement et de Recherche (2013-2014) puis de Maître de Conférences (depuis 2014). Ces travaux constituent le résultat des encadrements de doctorants et des nombreuses collaborations scientifiques au niveau local, national et international.

La présentation de nos travaux de recherche se fera en trois parties organisées de manière chronologique :

**Dans une première partie**, nous présenterons nos travaux sur les effets de différentes perturbations endogènes et exogènes sur l'organisation biomécanique de l'initiation de la
marche, i.e. la phase d'amorce de la marche, chez l'individu jeune et en bonne santé. Ces travaux, qui ont débuté au cours de ma thèse, ont pour finalité de mieux comprendre comment l'individu jeune et en bonne santé est capable, en situation de contrainte posturale, de maintenir la performance motrice et l'équilibre postural au cours d'une tâche fonctionnelle comme l'initiation de la marche. Dans cette partie, nous présenterons également nos travaux sur les effets de l'obésité, qui constitue un facteur endogène, sur la performance motrice et le maintien de l'équilibre postural durant l'initiation de la marche. Les effets de l'entraînement en endurance et en force sur l'organisation biomécanique de l'initiation de la marche chez des personnes en situation d'obésité seront abordés dans ce contexte. Nous terminerons cette partie par la présentation de nos perspectives de recherche concernant cette thématique.

**Dans une deuxième partie,** nous présenterons nos travaux sur les adaptations biomécaniques et bioénergétiques de la marche induites par le diabète de type 2. Ces travaux ont débuté pendant mon activité d'ATER à l'Université de La Réunion. Dans cette partie, nous évoquerons les méthodes que nous avons développées pour estimer la dépense énergétique lors de la marche à partir de capteurs embarqués chez des diabétiques de type 2. Dans les perspectives, je présenterai nos recherches en cours et à venir sur le développement de solutions pour améliorer la performance motrice, le rendement énergétique et l'équilibre pendant la marche chez ces individus.

**Dans une troisième partie,** nous présenterons nos travaux menés plus récemment sur les adaptations biomécaniques induites par le vieillissement lors de la réalisation de tâches motrices quotidiennes. Nous terminerons cette partie par la présentation de nos travaux en cours et à venir sur le développement de solutions pour évaluer et améliorer le maintien de l'équilibre et la performance motrice durant des activités motrices quotidiennes chez les personnes âgées.
# 1- Adaptations biomécaniques du processus d'initiation de la marche

## INTRODUCTION

L'initiation de la marche fait référence à la tâche motrice qui consiste à passer de la posture orthostatique à l'activité de marche. Il s'agit d'une tâche fonctionnelle fréquemment exécutée dans le cadre de nos activités quotidiennes, aussi bien que lors de nos activités physiques et sportives. Cette tâche implique la transition d'un état quasi-statique (station debout) à un état dynamique (activité de marche). Elle est souvent décrite comme la phase transitoire allant des premières modifications dans la posture debout jusqu'à la fin du premier pas, généralement caractérisée par l'instant du contact du membre exécutant le premier pas (désigné après comme le membre oscillant) avec le sol (Brenière et al., 1987; Nissan et Whittle, 1990). Contrairement à l'activité de marche, qui peut être considérée comme automatique, il est généralement admis que l'initiation de la marche constitue un acte intentionnel qui serait programmé centralement (Brenière et al., 1987; Brunt et al., 1991; Brunt et al., 1999; Couillandre et al., 2000).

Comme tout acte moteur intentionnel, l'initiation de la marche implique la présence de phénomènes posturaux avant le début du mouvement volontaire, qui est généralement caractérisé par l'instant du décollement du talon de la jambe oscillante. Ces phénomènes posturaux, qui seraient orchestrés par le système nerveux central (Massion et al., 1999; MacKinnon et al., 2007; Jacobs et al., 2009), sont connus sous le nom d'Ajustements Posturaux Anticipateurs (APA) (Belenkiy et al., 1967; Bouisset et Zattara, 1981; 1987). Durant l'initiation de la marche, ces APA assurent des rôles différents en fonction de la direction dans laquelle ils se manifestent. Selon l'axe antéropostérieur, les APA se traduisent par un déplacement du centre de pression (CP) vers l'arrière, qui a pour effet de déséquilibrer le corps vers l'avant. La modélisation du corps en pendule inversé a permis d'établir plus précisément la relation entre le recul du CP et l'accélération antéropostérieure du centre de masse (CM) corporel (Brenière et al., 1987) :

$$K\ddot{x}_{CM} = W(x_{CM} - x_{CP}) \quad (1)$$

où $\ddot{x}_{CM}$ est l'accélération antéropostérieure du CM; $W$ est le poids du sujet; $x_{CM}$ est la position antéropostérieure de la projection au sol du CM; $x_{CP}$ est la position antéropostérieure du COP et $K$ est la constante intégrant les paramètres anthropométriques du sujet (moment d'inertie du corps autour du CM, hauteur du CM et masse de l'individu).

Cette relation démontre que le recul du CP (plus précisément l'écart entre CP et CM) durant les APA entraîne une accélération proportionnelle du CM vers l'avant. De cette façon, les APA
permettent d'induire une vitesse initiale au CM avant le décollement du talon de la jambe oscillante, i.e., à la fin de la période des APA. Étant donné que la phase d'exécution du pas s'apparente à une phase balistique au cours de laquelle le corps chute sous l'action de la gravité en pivotant autour de la cheville de la jambe d'appui, la vitesse initiale du CM induite par les APA prédétermine la vitesse du CM à la fin du premier pas (Brenière et al., 1987; Lepers et Brenière, 1995). Il est ainsi admis que le rôle des APA dans la direction antéropostérieure est de générer les forces de propulsion nécessaires pour atteindre la vitesse de progression désirée dès la fin du premier pas.

Selon l'axe médiolatéral, les APA se manifestent par un déplacement latéral du centre de pression vers la jambe oscillante, ce qui contribue à la propulsion du CM vers la jambe d'appui avant le décollement du talon (Jian et al., 1993; Lyon et Day, 1997; Yiou et al., 2016). Ces phénomènes posturaux jouent un rôle important dans le contrôle de l'équilibre dans le plan frontal lors de l'exécution du premier pas. En effet, le fait de soulever le pied oscillant pour exécuter le premier pas entraîne une réduction drastique des dimensions de la base de support selon la direction médiolatérale, se limitant finalement à la largeur du pied d'appui. Il s'ensuit que si le CM n'est pas repositionné au-dessus du pied d'appui avant le décollement du pied oscillant, un écart entre le CM et le CP – situé à ce moment sous le pied d'appui – se formera. Cet écart entraînera dans ce cas un couple de déséquilibre accélérant le CM vers la jambe oscillante pendant l'exécution du pas, ce qui entraînera inévitablement l'effondrement du corps au sol (i.e., une chute) en l'absence d'actions de rattrapage de l'équilibre. Durant l'initiation de la marche, ce couple de déséquilibre est atténué par le déplacement du CM vers la jambe d'appui durant la période des APA. Bien que le CM n'est jamais repositionné au-dessus du pied d'appui avant le décollement du pied oscillant, les APA dans la direction médiolatérale contribuent à réduire la tendance du corps à chuter vers la jambe oscillante au cours de l'exécution du pas et par conséquent constitue un mécanisme important pour le contrôle de l'équilibre dans la direction médiolatérale au cours de l'initiation de la marche (McIlroy et Maki, 1999; Rogers et al., 2001). Il doit être cependant noté que la chute latérale du corps est totalement arrêtée uniquement lorsque le pied oscillant entre en contact avec le sol. En repositionnant le CM à l'intérieur de la base de support, le placement du pied au sol permet de freiner le CM et de rétablir l'état équilibre dans la direction médiolatérale (MacKinnon et Winter, 1993; Kuo, 1999; Zettel et al., 2002b; a). Le placement du pied constitue donc également un mécanisme complémentaire important pour le contrôle de l'équilibre dans le plan frontal au cours de l'initiation de la marche.
Ainsi, bien que la tâche d'initiation de la marche puisse paraître simple en apparence, celle-ci se révèle être particulièrement complexe sur le plan de l'organisation motrice. En effet, la réalisation de cette tâche implique de remplir deux exigences qui peuvent sembler paradoxales : induire un déséquilibre pour se déplacer vers l'avant et maintenir son équilibre pour assurer la progression du corps. Ces exigences font de l'initiation de la marche une tâche particulièrement difficile pour le système de contrôle de l'équilibre (Winter, 1995). Cela peut probablement expliquer les nombreuses chutes recensées chez les personnes âgées au cours de cette tâche (Robinovitch et al., 2013). Comprendre les adaptations de ce processus d'initiation de la marche sur le plan biomécanique peut potentiellement aider à trouver des solutions pour améliorer le contrôle de l'équilibre et/ou améliorer la performance motrice lors de cette tâche.

## PROBLÉMATIQUE / BUTS

En plus d'être une tâche fonctionnelle, l'initiation de la marche constitue également un paradigme expérimental classiquement utilisé pour étudier la coordination entre la posture et le mouvement (Brunt et al., 1999; Yiou et Do, 2010). Dans cette approche, le mouvement volontaire est considéré comme perturbateur de la posture et de l'équilibre (Bouisset, 1991). Pour contrer cette perturbation, le système nerveux central développe des phénomènes dynamiques régis par des patterns hautement coordonnés d'activation/désactivation musculaire disséminés dans tout le corps et appelés « ajustements posturaux ». Les phénomènes qui interviennent avant même l'exécution du mouvement volontaire, correspondent à nos « ajustements posturaux anticipateurs » (APA). Selon le concept de « capacité posturo-cinétique » (Bouisset et Le Bozec, 2002; Bouisset et Do, 2008), l'équilibre et la performance motrice reposent étroitement sur la capacité du système nerveux central à générer des APA convenables, en termes d'amplitude et en durée (Le Bozec et Bouisset, 2004; Ditch Charles et al., 2017; Hamaoui et Alamini-Rodrigues, 2017).

La littérature consacrée à la coordination entre la posture et le mouvement montre que les APA associés au mouvement volontaire ont la capacité de s'adapter non seulement aux paramètres du mouvement à venir mais également aux contraintes posturales de nature endogène et exogène qui peuvent être imposées au système postural. Dans une revue de littérature, nous avons reporté les résultats des études mettant en avant l'adaptabilité des APA à différents facteurs tels que les paramètres du mouvement focal, la stabilité posturale, la mobilité de la chaîne posturale et la fatigue posturale. Cette revue a permis de souligner le fait que le système nerveux central a la capacité d'adapter les paramètres spatio-temporels des APA
(durée et amplitude) à ces différentes contraintes de manière à maintenir l'équilibre postural, la performance motrice, ou les deux, lors de l'exécution d'un mouvement volontaire.

Yiou E, Caderby T, Hussein T

**Adaptability of anticipatory postural adjustments associated with voluntary movement**

*World Journal of Orthopedics* 2012, 3(6):75-86

Par ailleurs, cette revue a aussi permis de mettre en évidence le fait que très peu d'études se sont intéressées à l'adaptabilité des APA associés à l'initiation de la marche. Les travaux que nous décrivons par la suite visaient à apporter des éléments de réponse à cette problématique. Dans ce contexte, nous avons conduit une série de travaux chez l'adulte sain afin de mieux comprendre les adaptations aigües du processus d'initiation de la marche induites par différents facteurs endogènes (vitesse du mouvement, pression temporelle, pattern de pose du pied) et exogènes (port de charge et obstacle), susceptibles d'affecter aussi bien la performance motrice que la stabilité posturale lors de l'initiation de la marche. Par la suite, nous nous sommes intéressés aux effets chroniques induits par l'obésité et par l'entraînement chez ces individus.

## MÉTHODES

La majorité de ces études sur l'initiation de la marche ont été réalisées chez des jeunes adultes en bonne santé. Dans le cadre de l'étude portant sur les effets de l'obésité, des jeunes adultes en situation d'obésité ont également été recrutés (études 1.6 et 1.7). Initialement, les participants devaient se maintenir debout, le plus immobile possible, dans une posture naturelle avec les bras le long du corps sur une première plateforme de force. Une deuxième plateforme était positionnée en avant de la première afin de mesurer les paramètres mécaniques relatifs au premier pas. Les deux plateformes (AMTI, MA, USA) étaient incorporées dans une piste de marche d'au moins 7 mètres afin de mesurer les forces de réaction au sol et les moments en trois dimensions (AP, ML et verticale). Ces efforts de réaction du sol ont été utilisés afin de calculer les coordonnées horizontales du CP et du CM lors de l'initiation de la marche. Un système de capture de mouvement (Vicon, Oxford, UK) a également été utilisé dans la plupart de ces études pour déterminer les paramètres spatio-temporels de l'initiation de la marche, et un capteur de contact plantaire de type « footswitch » a été utilisé lors des études sur la répartition d'une charge additionnelle (étude 1.2.2) et pour la validation d'une méthode de détection de l'évènement du décollement du talon à partir de données issues des plateformes de
force (étude 1.1). Des cellules photo-électriques ont été utilisées pour mesurer et/ou contrôler la vitesse de marche. Différents paramètres biomécaniques spatio-temporels associés à l'initiation de la marche ont ensuite été calculés. La durée des APA correspondait à la période entre les premières variations dans le signal d'accélération du CM et le moment du décollement du talon de la jambe oscillante. L'amplitude des APA selon l'axe antéropostérieur correspondait au pic de déplacement du CP vers l'arrière pendant la période des APA, alors que l'amplitude selon l'axe médiolatéral correspondait au pic de déplacement latéral du CP vers la jambe oscillante durant cette même période. La performance motrice associée à l'initiation de la marche a été quantifiée par le pic de vitesse antéropostérieure du CM à la fin du premier pas (Brenière et al., 1987). Pour quantifier la capacité de maintien de l'équilibre postural durant l'initiation de la marche, nous avons relevé une mesure de la stabilité (que nous dénommerons après la *stabilité posturale*). La stabilité, qui est généralement définie comme la capacité d'un système à retourner vers un état d'équilibre après une perturbation, est souvent quantifiée dans les études sur la marche par le concept de « marge de stabilité » (Hof et al., 2005). Ce concept, qui est basé sur le modèle du pendule inversé, fait intervenir la notion de « centre de masse extrapolé », qui est un point virtuel tenant compte à la fois de la position et de la vitesse du CM :

$$ \overrightarrow{XcoM} = \overrightarrow{r_{CM}} + \frac{\overrightarrow{r_{CM}}}{\omega_0} \quad (2) $$

Où $\overrightarrow{XcoM}$ est le vecteur position du centre de masse extrapolé, $\overrightarrow{r_{CM}}$ et $\overrightarrow{r_{CM}}$ sont respectivement les vecteurs position et vitesse du CM, et $\omega_0$ la pulsation propre du corps modélisé comme un pendule inversé ($\omega_0 = \sqrt{g/l}$, avec g étant la constante gravitationnelle (9,81m.s⁻²) et l la longueur du pendule inversé.

Selon cette approche, les conditions de stabilité impliquent que le «centre de masse extrapolé» soit contenu dans la base de support. Dans le cas contraire, l'individu devra donc entreprendre des actions (par exemple, exécuter un pas) pour récupérer l'équilibre et ainsi éviter de chuter. Bien qu'elle soit une mesure indirecte de la stabilité et qu'elle ne tienne pas compte de l'état du corps dans sa totalité (non prise en compte du moment cinétique du corps notamment), la marge de stabilité est un paramètre global qui permet de prédire relativement bien la perte d'équilibre dans la direction médiolatérale (Gill et al., 2019). De plus, le fait que la marge de stabilité dans la direction médiolatérale soit réduite avec le vieillissement (Arvin et al., 2016; Herssens et al., 2020) et que cela puisse potentiellement expliquer les chutes latérales fréquentes chez les personnes âgées (Rogers et Mille, 2003), fait d'elle un indicateur pertinent de la capacité de maintien de l'équilibre pendant la marche et lors de son initiation. Dans nos
études, la marge de stabilité selon la direction médiolatérale a été quantifiée au moment du contact talon de la jambe oscillante, qui correspond au moment où le centre de masse extrapolé atteint sa position extrême selon cet axe (i.e., la position la plus éloignée de la jambe d'appui). Plus précisément, nous avons calculé la marge de stabilité à cet instant comme la distance entre la limite latérale de la base de support, à savoir la position médiolatérale du talon de la jambe oscillante (ou la tête du cinquième métatarse lorsque le contact se fait avec l'avant-pied (étude 1.5), et la position médiolatérale du « centre de masse extrapolé ». Une marge de stabilité positive indique que la stabilité posturale selon la direction médiolatérale est assurée à l'instant du contact talon, et une valeur négative indique que les conditions de la stabilité posturale ne sont pas remplies et qu'une action de rattrapage doit être entreprise pour récupérer l'équilibre (e.g., réaliser un pas de côté) et éviter la chute.

# PRINCIPAUX RÉSULTATS

## 1.1- Contribution méthodologique : Développement d'une méthode pour détecter l'évènement du décollement du talon à partir de données de plateforme de force

Caderby T, Yiou E, Peyrot N, Bonazzi B, Dalleau G

Detection of swing heel-off event in gait initiation using force-plate data

Gait and Posture 2013, 37 (3): 463-466

Avant d'aborder spécifiquement les adaptations du processus d'initiation de la marche à différents facteurs, nous allons présenter brièvement la validation d'une nouvelle méthode permettant de déterminer l'instant de décollement du talon de la jambe oscillante (i.e. l'instant de fin de la période des APA) pendant l'initiation de la marche à partir des données issues d'une plateforme de force. Nous avons comparé cette nouvelle méthode, basée sur l'étude de l'évolution de l'impulsion verticale, ainsi que 3 autres méthodes utilisées dans la littérature, à la méthode de référence utilisant un capteur de contact plantaire (aussi appelé « footswitch ») placé sous le talon. Nos résultats ont montré que toutes les méthodes détectaient en moyenne l'instant de décollement du pied trop tôt par rapport à la méthode de référence, et cela quelle que soit la condition de vitesse (**Tableau 1**).

La nouvelle méthode proposée, basée sur l'impulsion verticale, présentait la plus petite erreur moyenne et le plus petit écart-type (-1 ± 2 % de la durée des APA) comparée aux trois
autres méthodes, et était la seule méthode qui ne présentait pas de différence significative au niveau de l'erreur entre les deux conditions de vitesse (Tableau 1).

<table><caption>**Tableau 1.** Moyenne ± écart-type (SD) des différences (Erreurs) entre les instants de décollement du talon estimés par les différentes méthodes et la méthode de référence</caption><thead><tr><th></th><th>Méthode 1</th><th>Méthode 2</th><th>Méthode 3</th><th>Nouvelle méthode</th></tr></thead><tbody><tr><td><strong>Vitesse Normale</strong></td><td></td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>Érreur ± SD (ms)</td><td>-243 ± 86<sup>a</sup></td><td>-77 ± 42</td><td>-43 ± 15</td><td>-8 ± 10</td></tr><tr><td>Érreur ± SD (%APA)</td><td>-40 ± 13<sup>b</sup></td><td>-13 ± 7<sup>a</sup></td><td>-7 ± 3<sup>a</sup></td><td>-1 ± 2</td></tr><tr><td><strong>Vitesse Maximale</strong></td><td></td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>Érreur ± SD (ms)</td><td>-215 ± 83</td><td>-70 ± 37</td><td>-41 ± 13</td><td>-7 ± 10</td></tr><tr><td>Érreur ± SD (%APA)</td><td>-34 ± 13</td><td>-11 ± 6</td><td>-6 ± 2</td><td>-1 ± 2</td></tr></tbody></table>

*Méthode 1* : instant du pic du déplacement médiolatéral du CP vers la jambe oscillante. *Méthode 2* : instant du changement de signe du signal du déplacement médiolatéral du CP. *Méthode 3* : instant du premier pic négatif de la force verticale. Significativement différent de la condition à vitesse maximale : <sup>a</sup> p < 0,05 ; <sup>b</sup> p < 0,01.

Pour conclure, les résultats de cette étude montrent que la nouvelle méthode proposée permet d'estimer avec précision (-1 ± 2 % de la durée des APA) l'instant de décollement du talon de la jambe oscillante, i.e. l'instant de fin des APA, durant l'initiation de la marche. Cette méthode constitue une approche intéressante pour l'analyse de l'initiation de la marche dans des environnements non équipés de système de capture du mouvement comme dans le milieu clinique. Cette méthode a été utilisée dans nos études portant chez les personnes en situation d'obésité (études 1.6 et 1.7).

## 1.2- Effet du port de charge et de sa localisation sur l'organisation biomécanique de l'initiation de la marche

### Contexte

Les travaux présentés dans cette partie ont été initiés au cours de ma thèse (2010-2013). Durant celle-ci, nous nous sommes intéressés spécifiquement aux adaptations du processus d'initiation de la marche à deux types de perturbations : la charge additionnelle (perturbation exogène) et la vitesse de progression (perturbation endogène). Ces travaux de thèse nous ont amenés par la suite à nous intéresser aux effets d'autres perturbations dans le but de mieux comprendre l'adaptabilité de ce processus d'initiation de la marche.
### 1.2.1- Effet d'une charge additionnelle sur le processus d'initiation de la marche

Les questions de savoir si et comment l'ajout d'une charge au(x) segment(s) mobilisé(s) affecte la coordination entre la posture et le mouvement ont été abordées par plusieurs études. Ces études ont concerné la tâche classique d'élévation du bras réalisée en posture debout (Bouisset et al., 2000; Hay et Redon, 2001; Patla et al., 2002), la capture avec les bras tendus d'une charge relâchée par l'expérimentateur (Li et Aruin, 2007; 2009) ou le pointage d'une cible placée au sol impliquant un déplacement de l'ensemble du corps vers l'avant (Robert et al., 2007). Par exemple, il a été montré que la durée des APA associés au mouvement d'élévation du bras était augmentée lorsqu'une charge était ajoutée au poignet du bras mobilisé (Bouisset et Zattara, 1987; Zattara et Bouisset, 1988). Cette augmentation de la durée des APA avec la charge additionnelle va dans le sens d'une adaptation visant à compenser l'augmentation de la perturbation posturale induite par la plus grande inertie du segment focal afin de maintenir l'équilibre postural. Malgré l'abondance des études portant sur l'effet de surcharge sur la coordination entre la posture et le mouvement, à l'heure actuelle, la question de l'influence du port de charge sur l'organisation posturale de l'initiation de la marche reste en suspens.

Caderby T, Dalleau G, Leroyer P, Bonazzi B, Chane-Teng D, Do MC

Does an additional load modify the Anticipatory Postural Adjustments in gait initiation?

Gait and Posture 2013, 37 (1): 144-146.

Dans le cadre d'une première étude, nous souhaitions savoir si et comment les paramètres spatio-temporels des APA seraient modifiés pour maintenir une même performance motrice au cours de l'initiation de la marche avec l'ajout d'une surcharge. Dix-neuf individus jeunes et sains ont été instruits à initier la marche à une vitesse similaire dans deux conditions de charge : une condition sans charge et une condition avec une surcharge correspondant à 15% de la masse corporelle. La surcharge était ajoutée au corps du sujet au moyen d'une ceinture positionnée à hauteur du CM du sujet, soit 57% de leur taille (Winter, 1990). Les poids en plomb étaient répartis symétriquement selon les plans médian et frontal du corps afin de ne pas induire de modification dans la position horizontale initiale du CM durant la posture debout. Nos résultats ont montré que la durée des APA était augmentée avec l'ajout de la surcharge, alors que l'amplitude des APA (i.e., le recul maximal du CP) n'était pas modifiée (Tableau 2).
Cette augmentation de la durée des APA avec la surcharge contribuait vraisemblablement à produire une plus grande impulsion vers l'avant, ce qui permettait aux individus de développer une vitesse du CM vers l'avant à la fin des APA identique dans les deux conditions. Cet allongement de la durée des APA avec l'ajout d'une surcharge contribuait à maintenir les paramètres de la phase d'exécution inchangés, et ainsi à conserver une performance motrice identique.

<table><caption>**Tableau 2 :** Moyenne et écart-type des variables dépendantes dans les conditions sans et avec charge.</caption><thead><tr><th>Paramètres</th><th>Sans charge</th><th>Avec charge</th><th>Valeur P</th></tr></thead><tbody><tr><td>D<sub>APA</sub> (ms)</td><td>536 ± 75</td><td>573 ± 72</td><td rowspan="2">P=0,037</td></tr><tr><td>V<sub>HO</sub> (m s<sup>-1</sup>)</td><td>0,22 ± 0,06</td><td>0,22 ± 0,05</td></tr><tr><td>xP<sub>max</sub> (mm)</td><td>-20 ± 15</td><td>-19 ± 11</td><td rowspan="2">P&lt;0,001</td></tr><tr><td>Imp<sub>AP</sub> (N s)</td><td>10 ± 5</td><td>13 ± 5</td></tr><tr><td>V (m s<sup>-1</sup>)</td><td>1,22 ± 0,15</td><td>1,21 ± 0,10</td><td></td></tr><tr><td>D<sub>EXE</sub> (ms)</td><td>705 ± 76</td><td>709 ± 72</td><td rowspan="2">P=0,039</td></tr><tr><td>D<sub>GI</sub> (ms)</td><td>1241 ± 101</td><td>1281 ± 81</td></tr></tbody></table>

D<sub>APA</sub>: durée des APA. V<sub>HO</sub>: Vitesse antéropostérieure du CM au moment du décollement du talon de la jambe oscillante. xP<sub>max</sub>: Recul maximal du CP durant les APA. Imp<sub>AP</sub>: Impulsion vers l'avant durant les APA. V: Pic de vitesse du CM à la fin du premier pas. D<sub>EXE</sub>: Durée d'exécution du pas. D<sub>GI</sub>: Durée d'initiation de la marche

### 1.2.2- Effet de la localisation de la charge sur le processus d'initiation de la marche

Caderby T, Yiou E, Peyrot N, de Viviés X, Bonazzi B, Dalleau G

Effects of changing body weigth distribution on mediolateral stability control during gait initiation

Frontiers in Human Neuroscience 2017, 11:127

Nous avons ensuite examiné l'effet des changements de répartition du poids corporel entre les appuis induits par une charge additionnelle sur la performance motrice et le contrôle de la stabilité médiolatérale au cours de l'initiation de la marche. Nous avons alors demandé à 15 jeunes adultes d'effectuer plusieurs essais d'initiation de la marche à la même vitesse dans trois conditions expérimentales (Fig. 1): une condition avec une surcharge repartie symétriquement sur les deux appuis (condition Symétrique), une condition avec une surcharge repartie unilatéralement du côté de la jambe d'appui (condition Appui) et une condition avec une surcharge repartie unilatéralement du côté de la jambe oscillante (condition Oscillante). La surcharge était ajoutée au sujet au moyen d'une ceinture positionnée à hauteur du CM corporel du sujet, soit 57% de leur taille (Winter, 1990). La masse de la surcharge testée dans cette étude
était de 10% de la masse corporelle du sujet. Dans toutes les conditions, la surcharge était repartie symétriquement par rapport au plan frontal du corps afin de ne pas induire de modification dans la position AP initiale du CM durant la posture debout.

<figure><img src="image_4.png" /><figcaption>**Figure 1.** Représentation schématique des différentes conditions expérimentales (Vue de face)</figcaption></figure>

Les résultats ont montré que le port asymétrique d'une charge additionnelle modifiait bien la répartition du poids sur les appuis, avec une position médiolatérale du CM située davantage du côté du membre surchargé (Appui ou Oscillant) durant la posture debout initiale comparée à la condition de chargement symétrique. Ces changements dans la répartition du poids sur les appuis ont induit des adaptations dans l'amplitude des APA selon l'axe médiolatéral (pic du déplacement latéral du CP vers la jambe oscillante), alors que la durée des APA était inchangée. L'amplitude des APA selon l'axe médiolatéral était ainsi augmentée lorsque la répartition du poids était décalée vers la jambe oscillante, et diminuée lorsque la répartition du poids était décalée vers la jambe d'appui (Fig. 2). Ces adaptations des APA selon l'axe médiolatéral contribuaient vraisemblablement à créer les conditions pour propulser latéralement le CM à la même distance du pied d'appui au cours de l'exécution du pas (Fig. 2), générant ainsi un couple de déséquilibre (écart CP-CM) dans le plan frontal identique durant cette phase. De cette façon, la tendance du CM à chuter latéralement vers la jambe oscillante durant la phase d'exécution du pas restait inchangée, permettant ainsi de conserver une même marge de stabilité au moment du contact du talon de la jambe oscillante avec le sol, et cela quelle que soit la position de la surcharge.
En ce qui concerne les APA selon la direction antéropostérieure, nous n'avons constaté aucune modification significative dans leur amplitude. Par conséquent, il n'y avait aucun changement dans la performance motrice et dans les paramètres de la phase d'exécution du pas (durée et longueur du pas). Cela peut probablement s'expliquer par le fait que la répartition du poids sur les appuis selon l'axe antéropostérieur n'était pas modifiée par la position de la surcharge.

<figure><img src="image_5.png" /><figcaption>**Figure 2.** Moyennes et écart-types des paramètres biomécaniques associés à l'initiation de la marche dans les trois conditions expérimentales. yCoP<sub>max</sub> : pic de déplacement latéral du CP vers la jambe oscillante durant les APA. y'COM<sub>HO</sub> : vitesse médiolatérale du CM vers la jambe d'appui à l'instant du décollement du talon de la jambe oscillante. yCoP-yCoM<sub>max</sub> : écart médiolatéral entre le CP et le CM lorsque ce dernier atteint son déplacement maximal vers le pied d'appui. MoS : marge de stabilité à l'instant du contact du pied oscillant avec le sol. Les valeurs présentées sont des moyennes et écarts-types. *,**,*** : différence significative avec P<0,05, P<0,01, P<0,001.</figcaption></figure>

Ces deux études démontrent l'adaptabilité des APA associés à l'initiation de la marche à une perturbation exogène (charge additionnelle). Plus précisément, les résultats révèlent des modulations des APA, en termes de durée et d'amplitude, dans le but de préserver la performance motrice et la stabilité posturale médiolatérale lors de l'initiation de la marche avec une charge additionnelle, que celle-ci induise ou non des modifications dans la répartition du poids sur les appuis.
## 1.3- Effet de la vitesse de progression sur le contrôle de l'équilibre médiolatéral lors de l'initiation de la marche

Dans nos précédentes études, la vitesse de progression était strictement contrôlée afin d'examiner exclusivement les effets du port de charge et de sa localisation sur l'initiation de la marche. Ces choix méthodologiques ont été faits compte tenu des résultats issus de la littérature montrant que les paramètres des APA, en termes de durée et d'intensité, étaient programmés en fonction de la vitesse de progression désirée (Brenière et al., 1987; Lepers et Brenière, 1995). Bien que les effets de la vitesse de progression sur les APA selon l'axe antéropostérieur et la performance motrice soient bien connus, nous en savons très peu sur les effets du facteur vitesse sur la stabilité posturale et les mécanismes de stabilisation associés à l'initiation de la marche.

Caderby T, Yiou E, Peyrot N, Begon M, Dalleau G

### Influence of gait speed on mediolateral dynamic stability during gait initiation

Journal of Biomechanics 2014, 47:417-423

L'objectif de cette étude était d'évaluer l'effet de la vitesse de marche sur le contrôle de la stabilité posturale médiolatérale durant l'initiation de la marche. Nous avons demandé à treize sujets jeunes et sains d'effectuer des essais d'initiation de la marche dans 3 conditions de vitesse : naturelle (condition Normale), plus lente que naturelle (condition Lente) et aussi vite que possible (condition Rapide). Les résultats ont indiqué que la durée des APA dans la direction médiolatérale diminuait avec l'augmentation de la vitesse de marche, traduisant ainsi une diminution du temps alloué pour propulser le CM vers la jambe d'appui (Fig. 3). Probablement pour compenser cette diminution de la durée des APA, nous avons observé une augmentation de l'amplitude des APA dans la direction médiolatérale. Cependant, cette compensation n'était pas suffisante pour conserver l'amplitude de déplacement médiolatéral du CM vers la jambe d'appui constante avec l'augmentation de la vitesse. Le déséquilibre formé par l'écart médiolatéral entre le CP et le CM après le soulèvement du pied oscillant augmentait ainsi avec l'augmentation de la vitesse, induisant une chute du corps vers la jambe oscillante durant l'exécution du pas plus importante, comme en témoigne la position médiolatérale du centre de masse extrapolé plus éloignée de la jambe d'appui à l'instant du contact talon de la jambe oscillante dans la condition de vitesse rapide (Fig. 3). Cependant, nos résultats suggèrent que cette plus grande chute latérale du CM due à l'augmentation de la vitesse était compensée par une augmentation de la largeur du pas, permettant de maintenir constante la marge de stabilité au moment de la pose du pied oscillant (Fig. 3). Cette modulation du placement latéral
du pied, couplée aux adaptations des APA, permettaient ainsi de maintenir une stabilité posturale médiolatérale à l'instant du contact talon de la jambe oscillante identique dans les différentes conditions de vitesse d'initiation de la marche.

<figure><img src="image_6.png" /><figcaption>**Figure 3.** Comparaison des paramètres spatio-temporels des APA et du contrôle de l'équilibre associés à l'initiation de la marche dans les conditions de vitesse lente, normale et rapide. dAPA<sub>ML</sub>: durée des APA, yCOP<sub>max</sub>: déplacement maximal du centre de pression vers la jambe oscillante durant les APA. YcoM<sub>CP</sub>: position médiolatérale du centre de masse « extrapolé » au moment du contact du pied avec le sol. MOS : marge de stabilité. *, **,***: différence significative avec P<0,05, P<0,01 et P<0,001, respectivement.</figcaption></figure>

Ces résultats complètent ceux de nos études précédentes sur l'effet du port de charge (perturbation exogène) en montrant cette fois-ci la capacité de l'individu à s'adapter à une perturbation posturale de nature endogène (vitesse de progression). Plus précisément, nos résultats révèlent que l'être humain est capable de moduler les paramètres des APA (durée et amplitude) et ceux du premier pas (largeur et durée du pas) de manière à maintenir une stabilité posturale médiolatérale inchangée à l'instant du contact du talon de la jambe oscillante avec le sol quelle que soit la vitesse de progression adoptée au cours de l'initiation de la marche.
## 1.4- Effet d'un obstacle et de la pression temporelle sur l'organisation biomécanique de l'initiation de la marche

Yiou E, Fourcade P, Artico R, Caderby T
Influence of temporal pressure constraint on the biomechanical organization of gait initiation made with or without an obstacle to clear

Experimental Brain research 2016, 234(6): 1363-1375

Nous avons par la suite cherché à comprendre les effets de la pression temporelle et du franchissement d'obstacle sur la performance motrice et la stabilité posturale durant l'initiation de la marche. Nous avons demandé à dix jeunes adultes d'initier la marche à vitesse maximale dans deux conditions de pression temporelle : dans la condition de faible pression, la marche était auto-initiée (condition d'auto-initiation) ; dans la condition de forte pression, elle était initiée dès que possible après un signal sonore (condition de temps de réaction). La marche était initiée avec et sans contrainte environnementale sous la forme d'un obstacle à franchir placé devant les participants (Fig. 4).

<figure><img src="image_7.png" /><figcaption>**Figure 4.** Illustration du dispositif expérimental. Légende: 1: piste de marche; 2: Plateforme de force; 3: obstacle; 4: marqueur réfléchissant; 5: camera VICON; 6: cible visuelle.</figcaption></figure>

Les résultats ont montré que la durée des APA était plus courte (-20%) dans la condition de forte pression par rapport à la condition de faible pression temporelle. Néanmoins, cette diminution de la durée des APA avec la pression temporelle était vraisemblablement compensée par une augmentation de l'amplitude des APA (+70% dans les deux directions, i.e., antéropostérieure et médiolatérale), permettant aux sujets de maintenir une propulsion du CM
vers l'avant et vers la jambe d'appui identique dans les deux conditions de pression temporelle. Cette modulation de l'amplitude des APA a ainsi permis aux participants de conserver une marge de stabilité au moment du contact du talon oscillant avec le sol et une performance motrice équivalentes dans les deux conditions de pression temporelle (P>0.05).

Par ailleurs, nous avons constaté que la durée de la phase d'exécution augmentait fortement (+60%) dans la condition avec un obstacle à franchir par rapport à la condition sans obstacle, ce qui pouvait potentiellement augmenter l'amplitude de la chute latérale du CM durant la phase d'exécution du pas. Néanmoins, nous avons constaté que, de la même manière que pour la pression temporelle, l'amplitude des APA selon l'axe médiolatéral était augmentée avec l'ajout d'un obstacle à franchir (+9%). Cette adaptation permettait de générer une propulsion latérale du CM vers le pied d'appui plus importante de manière à compenser l'allongement de la durée d'exécution du pas induite par l'obstacle à franchir. De cette façon, les participants étaient capables de maintenir une marge de stabilité à l'instant du contact du talon de la jambe oscillante identique dans les deux conditions d'obstacle. En ce qui concerne l'axe antéropostérieur, l'amplitude des APA était diminuée avec l'ajout de l'obstacle à franchir, ce qui entraînait une diminution de la vitesse du CM vers l'avant au moment du décollement du pied oscillant comparée à la condition sans obstacle (-35%). Compte tenu de la durée d'exécution plus importante lors du franchissement d'obstacle, cette modulation de l'amplitude des APA antéropostérieurs contribuait à maintenir la performance motrice inchangée dans les deux conditions d'obstacle.

Les présents résultats révèlent l'adaptabilité des APA associés à l'initiation de la marche dans une situation où plusieurs facteurs sont imposés simultanément, i.e., la pression temporelle (facteur endogène) et le franchissement d'obstacle (facteur exogène). Ces résultats montrent plus précisément que l'individu est capable d'adapter l'amplitude et la durée des APA à la contrainte de pression temporelle de manière à maintenir invariables la stabilité posturale médiolatérale à l'instant du contact talon de la jambe oscillante et la performance motrice lors de l'initiation de la marche avec ou sans franchissement d'obstacle.
## 1.5- Effet du pattern de pose de pied sur le contrôle de l'équilibre médiolatéral lors de l'initiation de la marche avec franchissement d'obstacle

Artico R, Fourcade P, Teyssèdre C, Caderby T, Delafontaine A, Yiou E
Influence of Swing-Foot Strike Pattern on Balance Control Mechanisms during Gait Initiation
over an Obstacle to Be Cleared

Applied Sciences 2020, 10(1): 244

Lors d'un franchissement d'obstacle, deux patterns différents de pose du pied peuvent naturellement être adoptés : le pattern arrière-pied, où le talon touche le sol en premier, et le pattern avant-pied, où l'avant du pied touche le sol en premier. Dans cette étude, nous avons examiné l'effet de ce pattern de pose du pied de la jambe oscillante sur l'organisation biomécanique de l'initiation de la marche avec franchissement d'obstacle. Dix participants ont effectué une série d'initiation de la marche avec franchissement d'obstacle avec l'instruction d'adopter un pattern avant-pied ou un pattern arrière-pied (Fig. 5).

<figure><img src="image_8.png" /><figcaption>**Figure 5.** Illustration du dispositif expérimental. (A) : condition de pattern avant-pied. (B) : condition de pattern arrière-pied.</figcaption></figure>
Les résultats ont montré que la durée des APA et l'amplitude des APA selon l'axe antéropostérieur n'étaient pas affectées par le pattern de pose de pied. En revanche, l'amplitude des APA selon l'axe médiolatéral était moindre dans la condition de pattern avant-pied qu'en condition arrière-pied, entraînant une vitesse latérale du CM vers le pied d'appui au moment du décollement du pied oscillant plus faible avec le pattern-avant pied (-14%). Malgré cette moindre propulsion latérale du CM vers le pied d'appui pendant les APA, nous avons constaté que la marge de stabilité au moment du contact du pied oscillant était plus importante avec le pattern avant-pied (+71%). Cette augmentation de la marge de stabilité avec le pattern avant-pied était vraisemblablement attribuée à la durée d'exécution du pas (durée de chute de CM) plus courte (-6%) ainsi qu'à la largeur du premier plus importante (jusqu'à 10 cm de plus pour certains sujets) par rapport à la condition arrière-pied. Cette réduction de la durée d'exécution du pas semble être également à l'origine d'une diminution de la performance motrice en pattern avant-pied en comparaison au pattern arrière-pied.

Par ailleurs, nous avons observé que le freinage vertical du CM pendant la phase d'exécution était plus faible dans la condition avant-pied par rapport à la condition arrière-pied, ce qui a entraîné une plus grande vitesse du CM dirigée vers le bas au moment du contact du pied dans la condition pattern avant-pied. En revanche, la force d'impact au sol (pic de force verticale) était plus faible dans la condition avant-pied qu'avec le pattern arrière-pied, tout comme le taux de chargement (pente de la force verticale) et la pente de l'accélération de la vertèbre C7 au contact du pied. Cela témoigne d'un meilleur amortissement de l'impact au sol avec le pattern avant-pied suite au franchissement d'obstacle.

Les résultats de cette étude montrent qu'il existe une relation interdépendante entre les mécanismes de contrôle de l'équilibre associés à l'initiation de la marche (APA et largeur du pas) et le pattern de pose de pied chez l'individu jeune et sain.
## 1.6- Effet de l'obésité sur l'organisation biomécanique de l'initiation de la marche

Caderby T, Caron N, Verkindt C, Bonazzi B, Dalleau G, Peyrot N

**Obesity-related alterations in anticipatory postural mechanisms associated with gait initiation**

*Experimental Brain Research* 2020, 238 : 2557-2567

Pour faire suite à nos travaux sur les effets du port de charge (études 1.2), nous nous sommes intéressés aux effets de la surcharge pondérale sur le processus d'initiation de la marche. L'objectif de cette étude était plus précisément d'examiner les effets de l'obésité sur les APA et son impact sur la performance motrice et la stabilité posturale médiolatérale pendant l'initiation de la marche. Quinze participantes obèses (IMC > 30 kg.m⁻²) et dix participantes de poids normal ont effectué une série d'essais d'initiation de la marche à leur vitesse préférée. Elles ont également effectué un test de force maximale isométrique des extenseurs du genou sur un banc de force instrumenté. Nos résultats ont montré que la durée et les amplitudes des APA dans les directions antéropostérieure et médiolatérale ne différaient pas entre les deux groupes (P > 0,05). En revanche, nous avons noté que les vitesses antéropostérieure et médiolatérale du CM à l'instant du décollement du talon de la jambe oscillante étaient plus faibles chez les participantes obèses en comparaison aux participantes de poids normal. Ainsi, l'efficacité mécanique des APA, i.e. le ratio entre la vitesse du CM à la fin des APA et l'amplitude APA, était réduite chez les participants obèses (Fig. 6). La diminution de l'efficacité des APA selon l'axe antéropostérieur contribuait ainsi à une diminution de la performance motrice chez les participantes obèses en termes de vitesse antéropostérieure maximale du CM à la fin du premier pas. Selon l'axe médiolatéral, la diminution de l'efficacité des APA augmentait l'amplitude de la chute latérale du CM vers le pied d'appui au cours de l'exécution du pas, comme l'atteste la position médiolatérale du centre de masse extrapolé plus éloignée de la jambe d'appui au moment du contact talon chez les participantes obèses par rapport aux personnes normo-pondérées (+5cm environ). Malgré le fait que la largeur du premier pas était en moyenne plus importante (3 cm environ) chez les participantes obèses, cela n'était pas suffisant pour compenser la plus grande chute latérale du CM, comme l'indique la réduction de la marge de stabilité chez ces sujets par rapport aux participantes normo-pondérées (Fig. 6).
<figure><img src="image_9.png" /><figcaption>**Figure 6.** Moyennes et écart-types de l'efficacité des APA selon les directions antéropostérieure et médiolatérale, de la performance motrice et de la stabilité médiolatérale. x'CoMmax : vitesse antéropostérieure maximale du CM à la fin du premier pas. MoS : marge de stabilité.</figcaption></figure>

De manière intéressante, nous avons trouvé une corrélation négative entre le pourcentage de masse grasse des participantes et l'efficacité des APA dans la direction antéropostérieure (r = -0,44 ; P < 0,05) et dans la direction médiolatérale (r = -0,44 ; P < 0,05), indiquant que l'efficacité mécanique des APA diminuait avec l'augmentation du pourcentage de masse grasse. En revanche, il n'y avait aucune corrélation significative entre l'efficacité mécanique des APA et la force maximale isométrique des extenseurs de genou, que celle-ci soit exprimée en absolue ou relativement à leur masse corporelle (P>0,05).

Ces résultats suggèrent que l'efficacité des APA associés à l'initiation de la marche est réduite chez les adultes obèses, ce qui contribue à une diminution de la stabilité posturale médiolatérale et de la performance motrice durant cette tâche par rapport à leurs homologues normo-pondérés. L'efficacité des APA étant négativement corrélée au pourcentage de masse grasse, cela laisse penser qu'un programme de réduction de poids pourrait être bénéfique pour promouvoir l'équilibre et la performance motrice durant l'initiation de la marche chez la personne obèse.
# 1.7- Effets de la perte de poids sur l'organisation biomécanique de l'initiation de la marche chez des individus en situation d'obésité

## Contexte

Les travaux présentés dans cette partie ont été réalisés dans le cadre d'un Projet Hospitalier de Recherche Clinique (PHRC « Obélix »), auquel j'ai participé en tant que partenaire scientifique. Ce projet a impliqué la collaboration de trois partenaires régionaux, le laboratoire IRISSE (responsable scientifique du projet : Pr. Nicolas Peyrot), le Groupe d'Étude sur l'Inflammation Chronique et l'Obésité (devenu à présent le laboratoire DéTROI) et le CHU de La Réunion (Investigateur clinique : Dr. Stéphane Schneebeli).

Dans la continuité de ces travaux, nous nous sommes intéressés aux effets de la perte de poids sur l'organisation biomécanique de l'initiation de la marche chez des personnes obèses dans le cadre du projet PHRC « Obélix ». L'activité physique et l'alimentation constituent deux éléments clés de la prise en charge de l'obésité, en contribuant notamment à la perte de poids et aux traitements des comorbidités (Janssen et al., 2002; Del Corral et al., 2009). En ce qui concerne l'activité physique, les recommandations de l'Organisation Mondiale de la Santé sont de pratiquer 150 min d'activité physique de type aérobie à intensité modérée (ou 75 min à intensité élevée) par semaine et d'y associer des séances de renforcement musculaire (Haskell et al., 2007). Dans le cadre de ce projet de recherche, nous souhaitions comparer deux programmes réduction de poids, associant une alimentation riche en fruits et légumes et un entraînement combiné en force et en endurance pour le premier et un entraînement en endurance pour le second, sur l'énergétique et la biomécanique de la marche, les capacités de maintien de l'équilibre postural, les facteurs de risque cardiovasculaire, le statut antioxydant et inflammatoire et la composition corporelle. Dans le cadre de ce rapport, nous nous focaliserons néanmoins uniquement sur les résultats portant sur la biomécanique de l'initiation de la marche.

Caderby T, Dalleau G, Verkindt C, Bonazzi B, Caron N, Schneebeli S, Peyrot N
A comparison of two weight reduction programs on the biomechanical organization of gait initiation in obese adults.

En cours d'écriture
Dans cette étude, 60 adultes âgés entre 18 et 40 ans avec un indice de masse corporelle compris entre 30 et 40 kg.m⁻² ont été recrutés et assignés de façon aléatoire à l'un des deux programmes d'entraînement : « Force-endurance » ou « Endurance ». Chaque programme durait cinq mois, période durant laquelle les participants ont également suivi un régime sans restriction calorique imposée, basé sur une supplémentation de 5 fruits et légumes par jour et des conseils alimentaires. A l'issue des 5 mois de prise en charge, 43 participants ont réalisé la totalité du programme sur les 60 personnes recrutées. Compte tenu de la faible proportion d'hommes dans l'échantillon (n=43) et compte tenu des effets connus du genre sur la biomécanique de l'initiation de la marche (Sadeghi et al., 2012), nous avons conservé uniquement les 36 femmes dans notre analyse, dont 18 dans le groupe « Force-endurance » et 18 dans le groupe « Endurance ». Les deux programmes d'entraînement ont été réalisés à raison de 3 fois par semaine sur un cycloergomètre, avec une durée de chaque séance déterminée de façon à ce que le travail mécanique soit identique entre les deux groupes. Pour le groupe « Endurance », l'entraînement consistait à pédaler à une intensité de 50% de Vo₂max (contrôlée par la fréquence cardiaque et la puissance mécanique) à une fréquence de pédalage autour des 70 rpm pendant 42 min. Pour le groupe « Force-endurance », les participants suivaient un entraînement de 30 minutes comprenant : 5 min d'échauffement à 50% de Vo₂max à une fréquence de pédalage autour des 70 rpm, 22 min d'entraînement intermittent, et 3 minutes de pédalage à 50% de Vo₂max à une fréquence de pédalage autour des 70 rpm. L'entraînement intermittent consistait à réaliser 10 séries de 10 cycles de pédalage au couple maximal théorique de pédalage à une fréquence entre 30 et 40 rpm suivis par 2 minutes de pédalage à 50% de Vo₂max à une fréquence de pédalage autour des 70 rpm. Le couple maximal théorique était déterminé à partir de la relation couple-vitesse obtenue à partir d'un sprint de 6 secondes sur cycloergomètre (Arsac et al., 1996), et correspondait plus précisément à l'ordonnée à l'origine de la droite de régression linéaire de cette relation. Les participants ont réalisé ce test de sprint de 6s et un test de force maximale isométrique des extenseurs du genou avant et après le programme de prise en charge. Les participants ont également effectué des essais d'initiation de la marche à la même vitesse de progression avant et après le programme de prise en charge.

Des analyses de variance (ANOVA) à 2 facteurs à mesures répétées ont été conduites pour évaluer l'effet de la période (avant vs. après programme) et l'effet du type d'entraînement (Endurance vs. Force-endurance) sur les différentes variables étudiées. Les résultats ont montré qu'après les cinq mois de prise en charge, les participants des deux groupes ont eu une diminution significative de leur masse corporelle (-5,3 kg) et de leur IMC (-2,5 kg.m⁻²), avec
aucune différence significative entre les deux groupes (P>0,05). Nous avons constaté une diminution du pourcentage de masse grasse plus importante dans le groupe « Force-endurance » que dans le groupe « Endurance » (-3,6% vs. -1,4%; P<0,01, respectivement). Au niveau des paramètres de force, nous avons constaté que seul le groupe « Force-endurance » avait augmenté la force maximale isométrique des extenseurs du genou (+23%; P<0,01), la puissance maximale de pédalage (+15%; P<0,01) et le couple de pédalage maximale théorique (+18%; P<0,01).

En ce qui concerne les paramètres biomécaniques de l'initiation de la marche, nous n'avons constaté aucun effet de la période (P>0,05), du type d'entraînement (P>0,05) et d'interaction période x groupe (P>0,05) sur la durée et l'amplitude des APA selon les deux directions (antéropostérieure et médiolatérale). De la même manière, nous n'avons observé aucun effet de la période, du groupe et de l'interaction période x groupe sur la vitesse antéropostérieure du CM à la fin des APA et la performance motrice (Fig. 7). En revanche, la vitesse médiolatérale du CM au décollement du talon de la jambe oscillante augmentait après les 5 mois d'entraînement, alors qu'il n'y avait aucun effet du type d'entraînement et d'interaction (P>0,05; Fig. 7). Cette augmentation de la vitesse médiolatérale du CM à la fin des APA, qui traduisait une augmentation de l'efficacité des APA selon l'axe médiolatéral, contribuait à diminuer l'amplitude de la chute du CM vers la jambe oscillante pendant la phase d'exécution subséquente, comme indiqué par la position médiolatérale du centre de masse extrapolé plus proche du pied d'appui au moment du contact de ce pied avec le sol après les 5 mois d'entraînement (-1 cm environ; P<0,01). Malgré ces changements au niveau de la position du centre de masse extrapolé, il n'y avait aucun effet de la période d'entraînement et du type d'entraînement sur la marge de stabilité au moment du contact talon de la jambe oscillante (Fig. 7). Cela est lié au fait que la largeur du premier pas était aussi réduite d'environ 1cm après la période d'entraînement (P=0,001), sans effet du type d'entraînement (P>0,05). Ainsi, l'amélioration de l'efficacité des APA selon l'axe médiolatéral suite à l'entraînement n'était pas associée à une modification de la marge de stabilité mais plutôt à une réduction de la largeur du premier pas. Nous pouvons émettre l'hypothèse que cette adaptation peut contribuer à diminuer le travail mécanique pour rediriger le CM et par conséquent à réduire l'effort pour maintenir l'équilibre selon l'axe médiolatéral (Donelan et al., 2004; Peyrot et al., 2009). Il devrait être noté que l'absence de changement dans les paramètres de l'axe antéropostérieur est à mettre en relation avec le fait que dans notre étude, la vitesse de progression était contrôlée. Il est probable que sans contrôle de la vitesse de progression, nous aurions pu observer une
modification de l'organisation biomécanique de l'initiation de la marche dans le plan sagittal après réduction pondérale, en faveur notamment d'une plus grande amplitude des APA selon l'axe antéopostérieur et également une meilleure performance motrice lors de l'initiation de la marche. Cela reste néanmoins à vérifier.

<figure><img src="image_10.png" /><figcaption>**Figure 7.** Moyennes et écart-types des vitesses antéropostérieure et médiolatérale du centre de masse à la fin des APA, de la performance motrice et de la stabilité médiolatérale. x'CoMmax : vitesse antéropostérieure maximale du CM à la fin du premier pas. MoS : marge de stabilité à l'instant du contact de la jambe oscillante avec le sol.</figcaption></figure>

Ces résultats suggèrent qu'une réduction de la masse corporelle chez l'individu obèse entraîne une amélioration de l'efficacité des APA dans la direction médiolatérale. Cette adaptation participe à la réduction de la largeur du premier pas, ce qui peut probablement contribuer à diminuer l'effort pour maintenir l'équilibre selon l'axe médiolatéral durant l'initiation de la marche chez la personne obèse.
CONCLUSION

L'ensemble des résultats présentés dans cette partie montre globalement que l'individu
jeune et sain est capable de moduler les paramètres spatiotemporels des APA (durée et
amplitude) et ceux du premier pas (durée et largeur du pas) de manière à maintenir
l'équilibre postural et la performance motrice durant l'initiation de la marche lorsqu'ils
sont confrontés à des contraintes posturales endogènes (vitesse d'exécution, pression
temporelle, pattern de pose de pied) et exogènes (port de charge, obstacle). De manière
plus précise, nos résultats ont révélé que les adaptations mises en œuvre par nos
participants contribuaient généralement à maintenir une marge de stabilité médiolatérale
à l'instant du contact du talon de la jambe oscillante inchangée en condition de contrainte.
Ces résultats supportent l'hypothèse selon laquelle le centre de masse extrapolé pourrait
être une variable contrôlée par l'individu pour maintenir l'équilibre lors de tâches
dynamiques (Hasson et al., 2008; Yiou et al., 2012), comme la marche et l'initiation de la
marche. Davantage, nos résultats suggèrent une interdépendance au niveau des différents
mécanismes employés pour contrôler l'équilibre dans le plan frontal au cours de
l'initiation de la marche, ce qui a notamment fait l'objet d'une revue de littérature.

Yiou E, Caderby T, Delafontaine A, Fourcade P, Honeine JL

Balance control during gait initiation: State-of-the-art and research perspectives

*World Journal of Orthopedics* 8(11): 815-828

Par ailleurs, nous nous sommes aussi intéressés à l'effet de l'obésité, qui peut être
considérée comme une contrainte posturale endogène, sur l'organisation biomécanique
de l'initiation de la marche. Nos résultats ont montré que l'obésité entraîne une
diminution de l'efficacité des APA, ce qui semble contribuer à une diminution de la marge
de stabilité médiolatérale et de la performance motrice au cours de l'initiation de la
marche chez des personnes en situation d'obésité en comparaison à des individus normo-
pondérés. Néanmoins, nous avons mis en évidence qu'un programme de perte de poids
basé sur l'activité physique et une alimentation riche en fruits et légumes est capable de
contrer les effets délétères de l'obésité sur l'efficacité des APA associés à l'initiation de la
marche et que cela peut potentiellement entraîner une réduction dans l'effort pour
maintenir l'équilibre médiolatéral au cours de l'initiation de la marche, bien que cette
dernière hypothèse reste à confirmer.
PERSPECTIVES

Bien que nos travaux contribuent à mieux comprendre la capacité de réorganisation motrice et posturale durant l'initiation de la marche, ils ne permettent pas en revanche de mettre en lumière les limites de cette capacité d'adaptation. Nous ne savons pas en effet dans quelle mesure l'individu n'est plus capable de compenser les effets induits par ces contraintes, qu'elles soient endogènes ou exogènes. Ainsi, les futures études devraient s'intéresser à mieux comprendre les limites de cette capacité de réorganisation en utilisant par exemple des charges additionnelles plus importantes (>20% de la masse corporelle) et en faisant varier la vitesse d'initiation de la marche (vitesse maximale plutôt qu'une vitesse confortable).

Par ailleurs, dans le cadre de nos études, nous ne sommes pas intéressés à la rétention des adaptations induites par les différentes contraintes imposées. Il serait intéressant de vérifier si les adaptations induites par des contraintes endogènes et exogènes perdurent dans le temps et, par conséquent, si des répétitions de mouvements réalisés en situation de contrainte peuvent constituer une approche pour améliorer la performance motrice et le maintien de l'équilibre lors de l'initiation de la marche. Cela pourrait notamment avoir des applications dans le domaine de la rééducation et de la réadaptation. En particulier, il pourrait être pertinent d'examiner les effets d'un entraînement basé sur des répétitions d'initiation de la marche avec une surcharge (avec ou sans pression temporelle) sur l'efficacité des APA chez des personnes posturo-déficientes (personnes âgées, patients atteints de la maladie de Parkinson, etc.).
# 2 – Adaptations biomécaniques et énergétiques de la marche induites par le diabète de type 2

## Contexte

Les travaux présentés dans cette partie ont débuté pendant mon activité d'ATER (2013-2014) à l'Université de La Réunion et ont été menés dans le cadre du projet "DiabéTIC" (financement PIA, Responsable : Pr. Georges Dalleau), auquel j'ai contribué en tant que partenaire scientifique. Dans le cadre de ce projet, j'ai pu assurer le co-encadrement de Nathan Caron, qui a réalisé son Doctorat sur cette thématique sous la direction de Georges Dalleau (directeur de thèse) et de Nicolas Peyrot (co-directeur).

## INTRODUCTION

Comme dit précédemment, l'activité physique et l'alimentation constituent deux leviers majeurs dans le cadre de la prise en charge de l'obésité, en favorisant notamment la perte de poids et en contribuant au traitement des comorbidités. Parmi les comorbidités associées à l'obésité, on trouve notamment le diabète de type 2. Durant ces dernières décennies, le risque de développer des maladies chroniques comme le diabète de type 2 a considérablement augmenté en raison de l'augmentation des comportements sédentaires et de la dégradation des habitudes alimentaires (Forouzanfar et al., 2016). En 2004, Wild et collaborateurs (2004) ont estimé que 4,4 % de la population mondiale sera atteinte de diabète en 2030 (ce qui représente 366 millions de personnes). Whiting et collaborateurs (2011) ont évalué sept ans plus tard que 366 millions de personnes étaient déjà atteintes de diabète et ont prévu une augmentation à 552 millions de personnes en 2030.

A La Réunion, les derniers chiffres de l'Observatoire Régional de la Santé de l'Océan Indien montrent que la prévalence du diabète serait 2 fois supérieure à celle de la métropole (ORS, 2020). On estime ainsi à 71 000 le nombre de patients diabétiques pris en charge en 2018, soit un réunionnais sur 10. Il est à noter que ce nombre reflète une augmentation de 3% du nombre de patients par an entre 2013 et 2018. Sur le plan sanitaire, le diabète constitue un véritable fléau avec près d'un décès lié à la maladie tous les 1,5 jours à La Réunion (ORS, 2020). Le diabète entraîne donc des conséquences sévères sur la santé des patients. Le diabète peut provoquer des dommages au niveau des différents organes du corps (cœur, vaisseaux sanguins,
reins,...) et ainsi entraîner des complications graves telles que, par exemple, des infarctus, des accidents vasculaires cérébraux (AVC), une insuffisance rénale, des plaies et amputations des membres. A ces conséquences, il faut ajouter les dégradations au niveau des fonctions sensorimotrices (neuromusculaire et sensorielle) et cognitive (Hewston et Deshpande, 2016). Ces altérations, qui font du diabète une véritable contrainte affectant la performance motrice et le maintien de l'équilibre postural, sont à l'origine d'une dégradation de la mobilité et d'une augmentation du risque de chutes chez les personnes diabétiques. La prise en charge des patients diabétiques est ainsi essentielle pour réduire les risques de complications et de décès liés à la maladie.

La prise en charge du diabète repose sur un triptyque incluant l'adaptation du régime alimentaire, le traitement médicamenteux et la pratique d'activité physique (Colberg et al., 2016). Cette dernière, parmi les préconisations, représente un levier important dans la gestion de la maladie et la réduction de ses complications. En effet, à court terme, un exercice approprié peut diminuer la glycémie en brûlant le trop-plein de glucose sanguin pour générer de l'énergie (Colberg et al., 2010). Sur le long terme, le fait de pratiquer régulièrement une activité physique permet d'améliorer la sensibilité à l'insuline, le contrôle glycémique, la pression artérielle systolique et la perte de poids (INSERM, 2019). Elle peut également réduire l'hémoglobine glyquée et la glycémie à jeun, et enfin, diminuer le besoin de médicaments ou d'insuline (Colberg et al., 2010; Chudyk et Petrella, 2011). Toutes ces améliorations sont considérées comme suffisantes pour diminuer le taux de complications du diabète (Janevic et al., 2013) et le risque relatif de mortalité toutes causes confondues (Martínez-Gómez et al., 2015). Néanmoins, en raison de l'altération du contrôle de la glycémie, la durée et l'intensité de l'exercice doivent être considérées avec attention. En effet, un exercice de longue durée sans apport de sucre peut augmenter le risque d'hypoglycémie. Au contraire, un exercice bref et intense peut induire une hyperglycémie nécessitant une prise d'insuline. Une sous-estimation de la dépense énergétique peut également conduire à une sous-estimation de la médication nécessaire. Dans ces cas, l'exercice physique en tant qu'outil thérapeutique doit être programmé avec précision dans la vie quotidienne afin d'en voir les bénéfices chez les patients atteints de diabète de type 2.
PROBLÉMATIQUE / BUTS

L'estimation de la dépense énergétique constitue une approche intéressante pour quantifier l'activité physique et optimiser ses bénéfices sur la santé du patient diabétique. Dans une revue de littérature, nous avons pu mettre en évidence l'existence de nombreuses méthodes d'évaluation de la dépense d'énergie lors de l'activité physique, telles que la calorimétrie indirecte, les questionnaires, les journaux d'activité ou encore les actimètres.

Caron N, Peyrot N, Caderby T, Verkindt C, Dalleau G
Energy expenditure in people with diabetes mellitus: a review

Frontiers in Nutrition 2016, 3: 56

Cette revue a permis notamment de souligner que la calorimétrie indirecte est difficilement applicable dans la vie quotidienne et que les questionnaires et carnets d'activité sont souvent trop chronophages et sont dépendants des déclarations subjectives des individus. Ainsi, l'actimétrie, qui correspond à la mesure de l'activité physique à partir de capteurs embarqués, se révèle être une méthode particulièrement intéressante pour mesurer de façon quotidienne et objective la dépense énergétique pendant l'activité physique. Il existe aujourd'hui différentes solutions actimétriques qui peuvent s'appuyer sur des mesures physiologiques (température de la peau ou fréquence cardiaque), biomécaniques (nombre de pas ou accélérométrie) ou une combinaison des deux. Ces solutions estiment généralement la dépense d'énergie à partir de modèles linéaires établis entre les données mesurées (physiologiques et/ou biomécaniques) et la dépense d'énergie déterminée dans une ou plusieurs activités physiques données.

En plus d'être un mode de locomotion fondamental pour notre autonomie, la marche fait partie des activités physiques les plus recommandées chez le public diabétique (Moghetti et al., 2020). Cette activité constitue en effet l'une des plus accessibles et faciles à pratiquer, tout en permettant de concilier les objectifs de renforcement musculaire et d'endurance recommandés pour ces patients (Wang et al., 2006). Cependant, en raison des altérations motrices et posturales induites par le diabète, il a été montré que les personnes diabétiques présentent un pattern de marche différent de celui des non diabétiques. En effet, en plus de marcher naturellement à des vitesses inférieures à celles des individus non diabétiques, les personnes diabétiques de type 2 marchent avec des pas plus courts et avec une fréquence de pas plus importante que des personnes non diabétiques (Kwon et al., 2003). Ces changements au niveau du pattern de marche avec le diabète laissent penser que le personnel diabétique pourraient dépenser une
plus grande quantité d'énergie que des personnes saines pour une même vitesse de marche. Ces résultats devraient être pris en compte dans les méthodes d'estimation de la dépense énergétique pendant l'activité physique. Cependant, à notre connaissance, aucune méthode n'a été validée spécifiquement pour estimer la dépense énergétique pendant l'activité physique chez la personne diabétique.

Ainsi, les travaux présentés dans cette partie avaient pour objectifs : 1) de clarifier les effets du diabète de type 2 sur la biomécanique et l'énergétique de la marche et 2) de valider des méthodes pour l'estimation de la dépense énergétique pendant l'activité physique à partir de capteurs embarqués chez la personne diabétique.

## MÉTHODES

Dans les différentes études présentées dans cette partie, nous avons recruté des participants atteints de diabète de type 2 et des participants témoins sains, normo-pondéraux et en surpoids (IMC entre 21 et 28 kg.m²), âgés entre 40 et 70 ans. Dans toutes ces études, les patients diabétiques étaient exempts de neuropathie périphérique et présentaient une glycémie à jeun contrôlée (comprise entre 1,2 et 1,8 g.L⁻¹). Il n'y avait aucune différence en termes d'âge, de taille, de masse corporelle et d'IMC entre les deux groupes de participants dans nos différentes études (P>0,05). Au niveau du protocole, les sujets ont réalisé un test de marche de 200 mètres autour d'une piste d'athlétisme pour déterminer leur vitesse de marche préférentielle (vitesse de confort). Après une période de familiarisation à la marche sur le tapis roulant suivie par une période de repos, les participants ont effectué des activités statiques (maintien de positions assise et debout) et cinq marches de 6 minutes à 0,5, 0,75, 1, 1,25 et 1,50 m.s⁻¹ sur le tapis roulant dans un ordre aléatoire, séparées par 5 min de repos. Pendant les activités statiques et l'activité de marche sur le tapis roulant, les échanges gazeux ont été mesurés à partir d'un analyseur de gaz cycle-à-cycle (Ergostic, Geratherm Medical AG, Geschwenda, Allemagne) et des données mécaniques ont été récoltées par une centrale inertielle (MTw, Xsens, Enschede, Netherlands) fixée au niveau de la région lombaire des participants. Dans notre étude sur le développement d'équations spécifiques pour l'estimation de la dépense énergétique (2.2.3), nous avons en plus positionné des centrales inertielles au niveau de la cheville et de la hanche des participants. La puissance métabolique brute (W) a été calculée à partir des moyennes de la consommation d'oxygène (VO₂) et de la production de dioxyde de carbone (CO₂) en utilisant l'équation standard de Brockway (1987) : W=4,51×VO₂+16,58×VO₂. Ensuite, la puissance métabolique brute a été divisée par la masse corporelle pour obtenir la puissance métabolique
brute normalisée (W.kg⁻¹). La puissance métabolique nette (W.kg⁻¹), qui représente la consommation d'énergie nécessaire pour accomplir la tâche de marche, a ensuite été calculée en soustrayant la puissance métabolique debout de la puissance métabolique brute. Enfin, la puissance métabolique brute a été divisée par la vitesse de marche (m.s⁻¹) pour calculer le coût énergétique métabolique par unité de distance parcourue (J.kg⁻¹.m⁻¹).

# PRINCIPAUX RÉSULTATS

## 2.1 - Effets du diabète de type 2 sur la biomécanique et l'énergétique de la marche

Caron N, Peyrot N, Caderby T, Verkindt C, Dalleau G

Effect of type 2 diabetes on energy cost and preferred speed of walking

European Journal of Applied Physiology 2018, 118: 2331-2338

Comme nous l'avons décrit plus haut, il a été observé que les personnes diabétiques de type 2 marchent naturellement à des vitesses inférieures à celles des individus non diabétiques (Brown et al., 2014). Cette réduction de la vitesse préférée de marche avec le diabète de type 2 est également associée à des modifications au niveau des paramètres spatio-temporels de la marche. Les individus diabétiques adoptent un pattern de marche se caractérisant par des pas plus courts, une durée de double appui plus longue avec plus de co-contractions et des amplitudes articulaires au niveau des membres inférieurs plus petites que des personnes non diabétiques (Kwon et al., 2003). Il a été suggéré que ces modifications du pattern de marche associées au diabète pourraient révéler une stratégie pour réduire l'effort relatif et augmenter l'équilibre lors de la marche en raison des altérations induites par le diabète au niveau des systèmes impliqués dans le contrôle de l'équilibre (neuromusculaire, sensoriels et cognitifs).

Au niveau énergétique, des résultats suggèrent que les modifications du pattern de marche avec le diabète de type 2 seraient responsables d'une plus grande dépense d'énergie à la marche. Plus précisément, il a été observé que pour des vitesses comparables, la puissance métabolique associée à la marche était plus importante chez des individus diabétiques (types 1 et 2) que des individus non diabétiques, et en particulier pour des vitesses rapides (Petrovic et al., 2016). Cependant, dans cette précédente étude, les différences en termes d'âge et IMC entre les participants diabétiques et les non diabétiques peuvent constituer des facteurs confondants pouvant remettre en question les conclusions des auteurs. Par conséquent, il nous semble
pertinent de comparer la puissance métabolique lors de la marche chez des personnes diabétiques et non diabétiques d'âge et d'IMC comparables.

De plus, dans cette précédente étude, les auteurs n'évaluaient ni la vitesse de marche préférée des participants, ni le coût énergétique de la marche, qui correspond à la puissance métabolique brute rapportée par unité de distance. Par conséquent, plusieurs questions restent en suspens. En effet, il est bien connu qu'il existe une relation en forme de « U » entre le coût énergétique et la vitesse de marche, avec un coût énergétique minimal étant atteint pour une vitesse de marche intermédiaire correspondant à la vitesse de marche préférée chez l'individu en bonne santé (Margaria, 1976). Par conséquent, à l'heure actuelle, nous ne savons pas si la réduction de la vitesse de marche chez les individus diabétiques est une stratégie pour réduire le coût énergétique ou encore si ces personnes marchent naturellement à la vitesse qui minimisent le coût énergétique. Les objectifs de cette étude étaient donc d'étudier les effets du diabète de type 2 : i) sur les puissances métaboliques (nette et brute) et le coût énergétique de la marche à différentes vitesses et ii) sur la relation entre la vitesse de marche préférée et le coût énergétique de la marche.

Une analyse de la covariance (ANCOVA) à deux facteurs à mesures répétées a été conduite pour évaluer les effets de la vitesse de marche et du diabète sur les paramètres relevés. Le sexe et l'IMC étaient entrés comme des co-variables dans l'analyse. Les résultats ont montré que les puissances métaboliques (brutes et nettes) étaient significativement supérieures chez les participants diabétiques en comparaison aux non diabétiques à toutes les vitesses de marche, excepté à 1,25 m.s⁻¹ (P>0,05). En moyenne, les puissances métaboliques brutes et nettes étaient respectivement 9% et 14 % plus importantes chez les diabétiques que chez les participants non diabétiques. De manière similaire, le coût énergétique était plus élevé chez les diabétiques en comparaison aux personnes non-diabétiques (+ 8,7 % en moyenne ; P=0,013). Les deux groupes de participants présentaient une relation entre le coût énergétique et la vitesse de marche similaire (Fig. 8), mais cette relation était légèrement décalée vers le haut chez les participants diabétiques en comparaison aux individus sains. Au niveau de la vitesse de marche préférée, nous avons constaté que les participants diabétiques adoptaient naturellement une marche plus lente en comparaison aux non diabétiques (4,8 ± 0,6 vs. 5,1 ± 0,2 km/h, respectivement ; P=0,045). De manière intéressante, nous avons constaté que le coût énergétique à vitesse de marche préférée, qui s'approchait du coût énergétique minimal de la marche dans les deux groupes, n'était pas significativement différent entre les participants diabétiques et non diabétiques (respectivement 3,74 ± 0,85 et 3,49 ± 0,57 J.kg⁻¹.m⁻¹; P=0,15).
Pour finir, la fréquence de pas était en moyenne plus élevée dans le groupe diabétique que dans le groupe non-diabétique (+14% environ, P<0,001).

<figure><img src="image_11.png" /></figure>

**Figure 8.** Coût énergétique lors de la marche à différentes vitesses pour les participants diabétiques (carrés vides) et les participants non diabétiques (triangles pleins). Les lignes sont des régressions des moindres carrés de second ordre. Les courbes en pointillés descendantes représentent des exemples d'hyperboles de puissance iso-métabolique, correspondant à des combinaisons coût-vitesse pour lesquelles la puissance métabolique est la même. Les âges indiqués le long du bord horizontal supérieur de la figure sont approximativement alignés avec les hyperboles à 80% de VO2max pour cet âge.

L'augmentation du coût métabolique de la marche chez les personnes diabétiques de type 2 pourrait être due à plusieurs mécanismes. D'abord, l'augmentation de leur fréquence de pas pourrait induire un plus grand travail mécanique interne pour déplacer les segments corporels du membre inférieur (Minetti et al., 1995). Par ailleurs, il a été montré que les personnes diabétiques présentent des niveaux de co-contractions musculaires au niveau des membres inférieurs plus élevés que des personnes non diabétiques (Kwon et al., 2003). Cette adaptation qui peut être une stratégie pour rigidifier les articulations du membre inférieur en vue d'assurer une marche plus sûre, pourrait en retour entraîner une plus grande dépense d'énergie à la marche. Enfin, l'augmentation de la rigidité des structures tendineuses due à l'hyperglycémie chronique (Khor et al., 2021) pourrait occasionner une diminution du mécanisme de stockage/restitution d'énergie au niveau des tendons des muscles du membre inférieur et par conséquent entraîner une augmentation de l'activité concentrique de ces muscles pour la propulsion pendant la marche.
Ces résultats suggèrent qu’à vitesse comparable, les puissances métaboliques brute et nette pendant la marche sont plus élevées chez les personnes atteintes de diabète de type 2 en comparaison à des personnes non diabétiques. Probablement pour compenser cette plus grande demande métabolique, les patients atteints de diabète de type 2 adoptent une vitesse de marche préférée plus lente, plus proche de leur coût énergétique de marche minimal. Cette réduction de la vitesse de marche permet aux personnes diabétiques de dépenser une énergie similaire et donc de marcher à même intensité relative que des individus sains à leur vitesse de marche préférée. La dépense énergétique étant un paramètre pertinent pour quantifier l’activité physique chez le patient diabétique, ces résultats nous ont alors conduit à évaluer et développer des méthodes (décrites ci-après) pour estimer la dépense énergétique pendant l’activité physique à partir de capteurs embarqués chez la personne diabétique.

## 2.2 - Estimation de la dépense énergétique lors de la marche à partir des données issues d'un accéléromètre

### 2.2.1 Validation d'une méthode d'estimation de la dépense énergétique chez des adultes d'âge moyen

Caron N, Caderby T, Peyrot N, Verkindt C, Dalleau G
Validation of a method for estimating energy expenditure during walking in middle-aged adults

European Journal of Applied Physiology 2018, 118(2): 381–388

Les méthodes d'estimation de la dépense énergétique à partir de capteurs de mouvement tels que l'accéléromètre sont sans aucun doute celles qui ont été les plus développées ces dernières années pour quantifier l'activité, en particulier dans des contextes cliniques (Murphy, 2009). Les accéléromètres ont l'avantage d'être peu coûteux, discrets et de donner une mesure objective de la durée et de l'intensité du mouvement. Les méthodes développées pour estimer la dépense énergétique pendant l'activité physique à partir des accéléromètres sont généralement basées sur des modèles de régression qui utilisent la dépense énergétique métabolique et les mesures d'accélération pour établir des algorithmes de conversion des données d'accélération en dépense d'énergie (Chen et Bassett, 2005). Bouten et al. (1994) ont développé un algorithme permettant d'estimer la dépense énergétique (DE) pendant l'activité physique à partir des seules données recueillies par un accéléromètre tri-axial placé dans le bas du dos :

$$DE = 0,104 + 0,023 \times IAA_{tot} \quad (3)$$
Où IAA<sub>tot</sub> est la quantité d'accélération calculée comme l'intégrale des valeurs absolues de l'accélération sur une période de 30 secondes (T) :

$$IAA_{tot} = \int_{t=0}^{T} (|a_x| + |a_y| + |a_z|)dt \quad (4)$$

Avec $a_x$, $a_y$ et $a_z$ sont les composantes du vecteur accélération selon les axes x, y et z du capteur.

Pour améliorer l'estimation de la dépense énergétique, il est intéressant de supprimer l'effet de l'accélération gravitationnelle (g) sur l'accélération mesurée afin d'isoler uniquement les mouvements causés par l'individu (Veltink et al., 1996). Dans l'étude de Bouten et al. (1994), la composante gravitationnelle a été supprimée du signal en remettant le signal du capteur à zéro lorsque le sujet était debout avant tout enregistrement. Plusieurs autres méthodes de traitement du signal ont été proposées pour enlever g du signal du capteur (van Hees et al., 2013). Cependant, il n'y a pas de consensus clair sur la méthode à utiliser pour estimer la dépense d'énergie à partir de l'accéléromètre pendant la marche. En clair, malgré les efforts de certains auteurs (van Hees et al., 2013), la méthode optimale pour supprimer la composante gravitationnelle du signal d'accélération dans le cadre de l'estimation de la dépense énergétique liée à l'activité physique reste floue.

Par ailleurs, même si l'algorithme de Bouten et al. (1994) s'est avéré fiable pour évaluer la dépense énergétique chez de jeunes hommes en bonne santé, il n'a jamais été testé dans une population présentant des caractéristiques différentes (âge et IMC différents). **L'objectif de notre première étude était de tester la validité de l'utilisation d'une centrale inertielle pour estimer la dépense énergétique pendant la marche et des activités statiques chez des adultes d'âge moyen en comparaison avec la calorimétrie indirecte. Dans cette étude, la dépense énergétique a été calculée à partir de l'algorithme de Bouten pour lequel trois méthodes différentes ont été appliquées pour éliminer la composante gravitationnelle de l'accélération.**

Pour cette étude, 18 patients diabétiques et 18 individus sains appariés en âge, en taille et en IMC ont été recrutés. Ils ont réalisé des activités statiques (maintien des positions assise et debout) et des essais de marche à différentes vitesses sur un tapis roulant. La dépense énergétique a été estimée à partir de l'algorithme de Bouten et al. (1994). Trois méthodes ont ensuite été appliquées pour supprimer la composante gravitationnelle (g) du signal d'accélération :
- Méthode « Bouten » : cette méthode consiste à soustraire la valeur moyenne de chaque composante du vecteur accélération mesurée à cette même accélération.

- Méthode « Filtre » : cette méthode consiste à supprimer $g$ à l'aide d'un filtre de Butterworth passe-haut de quatrième ordre sans déphasage avec une fréquence de coupure de 0,2 Hz.

- Méthode « Accélération libre » : cette méthode consiste à exprimer les accélérations dans le repère terrestre et de soustraire $g$ à la composante verticale de l'accélération afin d'obtenir l'accélération libre, dépourvue de la composante gravitationnelle.

Nous avons réalisé des ANOVA à 2 facteurs (Vitesse x Méthode) à mesures répétées pour évaluer l'effet de la vitesse de marche et de la méthode sur la dépense énergétique lors de la marche. Des tests « t » ont été utilisés pour comparer les différentes méthodes d'estimation de la dépense énergétique à la méthode de référence dans les activités statiques (assis et debout). Une ANOVA à mesures répétées a été réalisée sur l'erreur quadratique moyenne (RMSE) et les biais moyens (calculés par rapport à la méthode de référence) pour tester les différences de précision entre les 3 méthodes. Nos résultats ont montré que les 3 méthodes testées surestimaient la dépense énergétique dans les conditions statiques (assis et debout) sauf pour la méthode « Filtre » en position debout (P=0,17 ; **Tableau 3**). Pour la marche, les ANOVA n'ont révélé aucun effet significatif de la méthode, ni d'effet d'interaction Vitesse x Méthode sur la dépense énergétique (P>0.05 ; **Tableau 3**). Pour les conditions statiques assis et debout, les ANOVA ont révélé que les RMSE étaient significativement différentes entre les 3 méthodes (**Tableau 3**). La méthode « Filtre » présentait des plus faibles valeurs de RMSE en comparaison à la méthode « Bouten » et à la méthode « Accélération libre » (P<0,05). Pour la marche, la méthode « Accélération libre » présentait des valeurs de RMSE supérieures à la méthode « Bouten » et à la méthode « Filtre » bien que cette différence ne soit pas significative (P=0,08). Ces résultats indiquent que l'algorithme de Bouten est adapté pour estimer la dépense énergétique lors de la marche à différentes vitesses (allant de 0,5 à 1,5 m.s⁻¹) et aussi dans des activités sédentaires (assis et debout) chez une population non diabétique, d'âge moyen (40-70 ans), incluant des personnes normo-pondérales et en surpoids. Au niveau de la méthode de suppression de la gravité, nos résultats montrent que la méthode « Filtre » semble être la plus précise des trois. Cette méthode constitue aussi une approche adaptée pour estimer la dépense énergétique en condition de vie réelle bien que sa précision dans ce type de condition reste à déterminer.
<table><caption>**Tableau 3.** Dépense énergétique pendant les activités statiques et lors de la marche chez des individus en bonne santé</caption><thead><tr><th rowspan="2">Conditions</th><th rowspan="2">Calorimétrie indirecte (kcal.min<sup>-1</sup>)</th><th colspan="2">Méthode Bouten</th><th colspan="2">Méthode Accélération libre</th><th colspan="2">Méthode Filtre</th></tr><tr><th>Dépense énergétique (kcal.min<sup>-1</sup>)</th><th>RMSE</th><th>Dépense énergétique (kcal.min<sup>-1</sup>)</th><th>RMSE</th><th>Dépense énergétique (kcal.min<sup>-1</sup>)</th><th>RMSE</th></tr></thead><tbody><tr><td>Assis</td><td>0,06 ± 0,04</td><td>0,14 ± 0,04 †</td><td>0,09</td><td>0,17 ± 0,05 †</td><td>0,12</td><td>0,13 ± 0,02 †</td><td>0,07</td></tr><tr><td>Debout</td><td>0,15 ± 0,09</td><td>0,26 ± 0,12 †</td><td>0,17</td><td>0,23 ± 0,08*</td><td>0,15</td><td>0,18 ± 0,07</td><td>0,11</td></tr><tr><td>0,50 m.s<sup>-1</sup></td><td>1,16 ± 0,38</td><td>1,17 ± 0,24</td><td>0,28</td><td>1,09 ± 0,23</td><td>0,33</td><td>1,16 ± 0,24</td><td>0,28</td></tr><tr><td>0,75 m.s<sup>-1</sup></td><td>1,82 ± 0,72</td><td>1,53 ± 0,33</td><td>0,64</td><td>1,49 ± 0,29</td><td>0,64</td><td>1,52 ± 0,32</td><td>0,64</td></tr><tr><td>1,00 m.s<sup>-1</sup></td><td>2,15 ± 0,64</td><td>2,08 ± 0,42</td><td>0,43</td><td>1,97 ± 0,40</td><td>0,51</td><td>2,08 ± 0,42</td><td>0,43</td></tr><tr><td>1,25 m.s<sup>-1</sup></td><td>2,64 ± 0,85</td><td>2,68 ± 0,52</td><td>0,63</td><td>2,60 ± 0,45</td><td>0,64</td><td>2,70 ± 0,52</td><td>0,64</td></tr><tr><td>1,50 m.s<sup>-1</sup></td><td>3,44 ± 0,96</td><td>3,33 ± 0,55</td><td>0,57</td><td>3,25 ± 0,50</td><td>0,67</td><td>3,35 ± 0,55</td><td>0,57</td></tr></tbody></table>

Moyenne ± écart-type. RMSE, erreur quadratique moyenne. Différence significative entre l'énergie dépensée mesurée par calorimétrie indirecte et estimée par la méthode accélérométrique : * p < 0,05 ; † p < 0,01.

Ces résultats montrent que la méthode accélérométrique basée sur l'algorithm de Bouten est adaptée pour l'estimation de la dépense énergétique pendant des activités d'intensité légère à modérée chez des adultes d'âge moyen. Cette méthode permet une estimation précise de la dépense énergétique pour une large gamme de vitesses de marche, de la marche lente à la marche rapide. En outre, nos résultats fournissent des preuves de la validité de cette méthode, quelle que soit la méthode utilisée pour éliminer la composante gravitationnelle, même si la méthode du filtre passe-haut semble estimer la dépense énergétique liée à l'activité avec plus de précision que les deux autres méthodes. Cette méthode reste à être évaluée chez des individus diabétiques qui présentent des adaptations biomécaniques de leur pattern de marche.

### 2.2.2 Validation d'une méthode d'estimation de la dépense énergétique chez des patients diabétiques de type 2

Caron N, Peyrot N, Caderby T, Verkindt C, Dalleau G
Accelerometry-based method for assessing energy expenditure in patients with diabetes during walking

Journal of Human Nutrition and Dietetics 2019, 32(4): 531–534

Dans une deuxième étude, nous avons testé l'algorithm de Bouten « filtre » pour estimer la dépense énergétique lors de la marche et dans des conditions statiques chez des patients diabétiques de type 2 (n=20). Nos résultats indiquent que l'algorithm de Bouten surestimait significativement la dépense énergétique en condition assise (Tableau 4). En revanche, il n'y avait aucune différence significative entre les valeurs de dépense énergétique mesurées par
calorimétrie indirecte et celles estimées par la méthode de Bouten pour la condition debout et les conditions de marche (Tableau 4), bien que la méthode de Bouten avait tendance à sous-estimer légèrement la dépense énergétique pendant la marche. Le biais moyen obtenu avec l'algorithme de Bouten était de -0,13 kcal.min⁻¹. Les valeurs relativement faibles de RMSE et de biais, qui sont d'ailleurs comparables à celles obtenues dans notre précédente étude sur des participants non diabétiques, suggèrent que la méthode de Bouten constitue une méthode adaptée pour quantifier la dépense énergétique lors de la marche et dans des activités sédentaires chez la personne diabétique.

<table><caption>**Tableau 4.** Dépense énergétique dans des conditions statiques et lors de la marche et chez des personnes diabétiques de type 2</caption><thead><tr><th rowspan="2">Conditions</th><th colspan="2">Dépense énergétique<br>Calorimétrie indirecte (kcal.min<sup>-1</sup>)</th><th colspan="2">Dépense énergétique<br>Algorithme de Bouten (kcal.min<sup>-1</sup>)</th><th rowspan="2">RMSE</th></tr><tr><th>Moyenne ± SD</th><th>Min - max</th><th>Moyenne ± SD</th><th>Min - max</th></tr></thead><tbody><tr><td>Assis</td><td>0,07 ± 0,03</td><td>0,02 - 0,15</td><td>0,14 ± 0,04 †</td><td>0,10 - 0,29</td><td>0,09</td></tr><tr><td>Debout</td><td>0,19 ± 0,09</td><td>0,05 - 0,39</td><td>0,20 ± 0,08</td><td>0,11 - 0,41</td><td>0,11</td></tr><tr><td>0,50 m.s<sup>-1</sup></td><td>1,65 ± 0,54</td><td>0,5 - 2,6</td><td>1,47 ± 0,42</td><td>0,7 - 2,4</td><td>0,56</td></tr><tr><td>0,75 m.s<sup>-1</sup></td><td>2,21 ± 0,74</td><td>1,0 - 3,7</td><td>1,91 ± 0,58</td><td>1,1 - 3,2</td><td>0,66</td></tr><tr><td>1,00 m.s<sup>-1</sup></td><td>2,75 ± 0,93</td><td>1,4 - 4,6</td><td>2,43 ± 0,57</td><td>1,3 - 3,3</td><td>0,68</td></tr><tr><td>1,25 m.s<sup>-1</sup></td><td>3,25 ± 1,04</td><td>1,7 - 5,6</td><td>3,11 ± 0,76</td><td>1,7 - 4,6</td><td>0,79</td></tr><tr><td>1,50 m.s<sup>-1</sup></td><td>4,13 ± 1,05</td><td>2,5 - 6,2</td><td>4,10 ± 0,76</td><td>2,5 - 5,8</td><td>0,77</td></tr></tbody></table>

SD, écart-type ; RMSE, erreur quadratique moyenne.

Différence significative entre l'énergie dépensée mesurée par calorimétrie indirecte et estimée par l'algorithme de Bouten: † p < 0,01.

Ces résultats indiquent que la méthode de Bouten est appropriée pour estimer la dépense énergétique pendant la marche et des activités sédentaires chez des personnes diabétiques de type 2. Bien que cette méthode présente une précision convenable, elle ne tient pas en revanche compte de l'âge et de la condition physique des participants. Cela peut expliquer la tendance de cette méthode à sous-estimer la dépense énergétique lors de la marche en comparaison à la calorimétrie indirecte. Pour surmonter ces limites, nous avons envisagé de développer nos propres équations d'estimation de la dépense énergétique durant la marche et des activités sédentaires à partir de données d'accéléromètres chez des individus sains et des individus diabétiques de type 2.
### 2.2.3 Développement d'équations spécifiques pour estimer la dépense énergétique chez des adultes diabétiques et non diabétiques

Caron N, Peyrot N, Caderby T, Verkindt C, Dalleau G

Estimating energy expenditure from accelerometer data in healthy adults and patients with type 2 diabetes

Experimental Gerontology 2020, 134: 110894

Dans cette troisième étude, notre objectif était de développer des équations spécifiques, avec des algorithmes propres à l'individu, pour estimer la dépense énergétique à partir de données d'accélération dans des activités sédentaires et pendant la marche chez des adultes d'âge moyen avec et sans type diabète de type 2. Trois équations différentes ont été développées pour 3 sites de fixation de l'accéléromètre (bas du dos, hanche et cheville).

Vingt participants sains et 20 participants diabétiques ont réalisé des essais de marche sur tapis roulant à différentes vitesses et des activités statiques (assis et debout). Les données d'accélération obtenues pour les différents sites de fixation de l'accéléromètre (bas du dos, hanche et cheville) ont été filtrées passe-bas à 20 Hz et filtrées passe-haut à 0,2 Hz. Pour chaque placement de capteur, la quantité d'accélération était ensuite calculée sur une période de 30 secondes (T) à partir de l'équation 4 décrite plus haut (Bouten et al., 1994).

Des analyses de régression linéaire multiple pas à pas ont été effectuées sur l'ensemble des données afin d'examiner les relations entre la quantité d'accélération (pour chaque placement d'accéléromètre) et la dépense d'énergie totale mesurée par calorimétrie indirecte dans toutes les conditions et en tenant compte de caractéristiques personnelles des participants : l'âge (nombre d'années), le sexe (1 = homme, 0 = femme), le statut diabétique (1 = adulte atteint de DT2, 0 = adulte en bonne santé), l'IMC (en kg.m⁻²), la taille (en m) et le poids (en kg) ont été inclus dans les équations. Les variables ont été examinées en fonction de leur influence sur la dépense énergétique estimée et incluses dans les équations si elles induisaient un changement significatif de la proportion de variance expliquée (R²), en se basant sur la variation globale du R² dans le modèle pas à pas. Une procédure de validation croisée de Monte Carlo a été utilisée pour développer des équations de prédiction de la dépense énergétique totale pour les trois placements de capteur (bas du dos, hanche et cheville). Des ANOVA à mesures répétées à un facteur ont été conduits sur la RMSE et le biais pour comparer la précision de la dépense énergétique entre les trois équations.
Les régressions linéaires multiples ont montré que la quantité d'accélération permettait d'expliquer plus de 77% des variations de la dépense énergétique pour les 3 sites de fixation de capteur (P<0,001). L'IMC contribuait à faire augmenter la variance expliquée de plus de 3% pour tous les placements (P<0,001). Le sexe et le statut diabétique contribuaient aussi à augmenter la variance expliquée mais faiblement (près de 2% pour le sexe et un peu plus de 0,5% pour le statut diabétique, pour tous les placements ; P<0,001). Les 3 modèles d'estimation de la dépense énergétique présentaient des coefficients de détermination élevés (R²=0,86 pour le capteur au niveau du bas du dos, R²=0,85 pour la hanche et R²=0,83 pour la cheville) :

$$DE_{\text{dos}} = -0,82 + 0,53 \times IAA_{\text{tot}} + 0,066 \times IMC + 0,3 \times \text{Groupe} + 0,455 \times \text{Sexe} \quad (5)$$

$$DE_{\text{hanche}} = -0,76 + 0,49 \times IAA_{\text{tot}} + 0,063 \times IMC + 0,28 \times \text{Groupe} + 0,47 \times \text{Sexe} \quad (6)$$

$$DE_{\text{cheville}} = -0,68 + 0,22 \times IAA_{\text{tot}} + 0,063 \times IMC + 0,23 \times \text{Groupe} + 0,42 \times \text{Sexe} \quad (7)$$

Où $DE_{\text{dos}}$, $DE_{\text{hanche}}$ et $DE_{\text{cheville}}$ représentent la dépense d'énergie totale pendant l'activité (Kcal.min⁻¹) pour un accéléromètre placé au niveau du bas du dos, à la hanche et à la cheville, respectivement. $IAA_{\text{tot}}$ (m.s⁻²) représente le vecteur magnitude moyen de l'accélération calculé sur un intervalle de 30s, $IMC$, (kg/m²) l'indice de masse corporelle, Groupe, le statut diabétique avec 1 pour les patients diabétiques de type 2 et 0 pour les personnes non-diabétiques et le facteur $Sexe$, était égal à 1 pour les hommes et 0 pour les femmes.

Les ANOVA n'ont révélé aucun effet du placement du capteur sur les biais, alors que les analyses ont montré un effet significatif du placement sur les RMSE (P=0,005). Le modèle d'estimation de la dépense énergétique du bas du dos présentait un RMSE moyen inférieur à celui de la hanche (-0,06 Kcal/min) et celui de la cheville (-0,085 Kcal/min°. Les RMSE étaient également différentes entre les modèles d'estimation développés pour la hanche et la cheville (+0,037 Kcal/min pour la cheville). Ces résultats indiquent que les trois équations développées pour chaque site de placement du capteur (bas du dos, hanche et cheville) montrent une forte corrélation et une grande concordance entre la dépensé énergétique estimée par accélérométrie et mesurée par calorimétrie indirecte. Bien qu'il n'y avait pas de différence au niveau des biais pour les 3 placements, les valeurs de RMSE indiquent que l'équation développée au niveau du bas du dos permet d'estimer avec une plus grande précision la dépense énergétique que les deux autres sites de fixation.

Ces résultats montrent que les équations développées à partir des données d'accélération (pour les trois sites de fixation du capteur) et de données personnelles de l'individu permettent d'estimer avec précision la dépense d'énergie totale lors de tâches sédentaires (positions assise
et debout) et durant la marche chez des personnes non-diabétiques et des personnes diabétiques de type 2. Bien que les biais des trois équations soient comparables, l'équation développée à partir des données du capteur placé au niveau du bas du dos (équation 5) présente un RMSE global inferieur en comparaison aux deux autres équations (équations 6 et 7).

## CONCLUSION

Nos travaux ont montré que le diabète de type 2 est un facteur qui induit des adaptations biomécaniques et énergétiques de la marche. A vitesse identique, les personnes diabétiques ont une puissance métabolique (brute et nette) et un coût énergétique lors de la marche plus importants que des individus non diabétiques. Néanmoins, nous avons constaté que les personnes diabétiques adoptent naturellement une vitesse de marche plus lente que celle des individus non diabétiques. Cette réduction de la vitesse de marche préférée, que l'on peut interpréter comme une diminution de la performance motrice chez les personnes diabétiques, leur permet en revanche de minimiser le coût énergétique de la marche. Ainsi, à vitesse de marche préférée, les individus diabétiques et non diabétiques ont un coût énergétique de la marche comparable.

Compte tenu de ces résultats, nous nous sommes intéressés à évaluer la validité des méthodes d'estimation de la dépense énergétique pendant l'activité physique à partir de données issues d'un accéléromètre chez des individus diabétiques. En effet, l'accélérométrie est une méthode de plus en plus répandue pour estimer la dépense énergétique pendant l'activité physique et constitue également une approche intéressante pour la mesure et l'optimisation des bénéfices de l'activité physique sur la santé des personnes diabétiques. Cependant, les méthodes décrites dans la littérature ont été généralement développées chez des individus en bonne santé et généralement jeunes. Nous avons ainsi évalué la précision d'un algorithme issu de la littérature (Bouten et al., 1994), qui a été développé initialement chez des personnes jeunes et saines, pour estimer la dépense énergétique pendant l'activité physique à partir d'un accéléromètre placé au niveau du bas du dos, chez des personnes diabétiques et non diabétiques. Nos résultats ont montré que cet algorithme permet d'estimer de manière convenable la dépense énergétique dans des activités sédentaires (stations debout et assise) et pendant la marche à différentes vitesses chez des individus diabétiques et non diabétiques.
Dans le but d'améliorer l'estimation de la dépense énergétique pendant l'activité physique à partir de données provenant d'accéléromètres, nous avons ensuite développé des équations spécifiques, tenant compte des données personnelles de l'individu (âge, IMC, sexe), pour des individus diabétiques et non diabétiques. Trois équations ont ainsi été développées pour trois sites différents de placement de l'accéléromètre (bas du dos, hanche et cheville). Nos résultats montrent que l'algorithme développé pour un placement de l'accéléromètre au niveau du bas du dos donne la meilleure estimation de la dépense énergétique dans des activités sédentaires et lors de la marche, en comparaison aux algorithmes développés pour les régions de la hanche et de la cheville. En revanche, le positionnement du capteur au niveau de la hanche peut s'avérer être un bon compromis entre la précision de l'estimation de la dépense d'énergie et l'ergonomie (i.e. facilité de positionnement par le sujet et confort).

# PERSPECTIVES ET PROJETS DE RECHERCHE

L'ensemble de ces résultats nous a permis d'envisager plusieurs perspectives. Plus précisément ; nous nous sommes engagés dans différents projets de recherche dont les finalités sont i) de mieux comprendre les dégradations de la mobilité induits par le diabète de type 2 et les mécanismes sous-jacents et ii) de proposer des solutions non-médicamenteuses pour améliorer la mobilité et la santé des personnes diabétiques de type 2. Nous présentons ci-après les deux projets que nous menons actuellement sur ces sujets.

* Effets des étirements musculaires sur la qualité de la marche des personnes diabétiques de type 2

## Contexte

Le projet présenté ci-après s'inscrit dans la continuité des travaux que nous avons menés chez la personne diabétique. Ce projet est actuellement mené dans le cadre de la thèse de Nowlan Deville que je co-dirige avec Georges Dalleau (Directeur, Univ Réunion), Pierre Portero (co-directeur, Univ Paris-Est Créteil) et Nathan Caron (co-encadrant, Univ Réunion). Cette thèse, qui est réalisée à l'Université de La Réunion, a débuté en décembre 2021 et a obtenu une Allocation Régionale de Recherche de La Région Réunion (2021-2024).

Les résultats de notre précédente étude ont montré que les personnes diabétiques présentent un coût métabolique pendant la marche plus important que celui des individus non-diabétiques. En
raison de ce cout métabolique élevé, l'activité de marche est ressentie comme un effort intense par ces personnes ce qui peut donc réduire leur adhésion à cette activité. Cette hypothèse est soutenue par des résultats montrant que les personnes diabétiques ont un plus faible niveau d'activité physique journalier, réalisent un plus petit nombre de pas par jour et ont une plus faible dépense d'énergie quotidienne que des individus non diabétiques (Fagour et al., 2013; Caron, 2017). La diminution de l'intensité de l'activité de marche et des activités physiques de manière générale pourraient ainsi potentiellement permettre de lutter contre la sédentarité des personnes diabétiques et ainsi améliorer leur état de santé.

Récemment, une étude a mis en évidence que le plus grand coût énergétique de la marche chez des individus diabétiques est associé à une plus grande raideur du tendon d'Achille en comparaison à des participants non-diabétiques (Petrovic et al., 2018). L'augmentation de la raideur tendineuse du mollet chez la personne diabétique, qui résulte de l'hyperglycémie chronique (Moghetti et al., 2020), a pour effet de réduire la capacité de stockage d'énergie du tendon d'Achille pendant la marche ce qui peut contribuer à l'augmentation du coût énergétique chez ces personnes. Il est important de noter qu'en plus de ces altérations énergétiques, l'augmentation de la raideur de ces muscles concourt à diminuer la capacité d'amortissement du pied et de la cheville, entraînant une augmentation des pressions exercées sous la région antérieure du pied (métatarses) lors de la marche (Giacomozzi et al., 2005) et par conséquent le risque d'ulcération du pied (Khor et al., 2021). Par ailleurs, la diminution de la mobilité de la cheville contribue également à des changements dans le pattern de marche (diminution de la longueur du pas, augmentation de la fréquence de pas et de la variabilité du pas), qui peuvent augmenter l'instabilité et le risque de chute durant la marche (Roman de Mettelinge et al., 2013). En clair, les modifications des propriétés mécaniques du tendon d'Achille induit par le diabète détériorent la qualité de marche, ce qui pourrait expliquer la faible adhésion à la pratique d'activité physique et aussi favoriser l'apparition de complications chez les personnes diabétiques.

Les étirements musculaires constituent des interventions qui sont classiquement utilisées dans le domaine du sport et de la rééducation pour augmenter la souplesse et la mobilité articulaire. L'augmentation de la mobilité articulaire, souvent quantifiée par l'amplitude de mouvement autorisée par l'articulation, est due à des changements dans les propriétés mécaniques du complexe musculo-tendineux induit par l'étirement du groupe musculaire (Morse et al., 2008). Des études menées chez des personnes non diabétiques ont montré que des étirements musculaires des membres inférieurs entraînent des améliorations immédiates de
la performance de marche (Ebrahimipour et al., 2019) et de l'équilibre (Palmer et al., 2017), bien que ces améliorations soient limitées dans le temps, i.e. quelques minutes (Lima et al., 2014). Lorsque ces étirements sont appliqués régulièrement sur une période de plusieurs semaines, ils entraînent des améliorations chroniques de la performance de marche chez des individus non diabétiques (Vialleron et al., 2020). A l'heure actuelle, bien que des études ont montré que des exercices d'étirements musculaires permettent d'améliorer la mobilité articulaire chez des personnes âgées diabétiques de type 2, nous ne savons pas si cela peut améliorer la qualité de la marche chez ces individus. Dans le cadre de cette thèse, nous testerons l'hypothèse selon laquelle un protocole d'étirements musculaires devrait permettre d'améliorer l'efficience de la marche et de réduire les risques associés à cette activité, en particulier en termes de risques de chute et d'ulcération du pied, chez des personnes diabétiques de type 2. Nous évaluerons ainsi les effets des étirements sur le coût énergétique, la stabilité posturale et les pressions plantaires pendant la marche chez cette population. De manière secondaire, nous évaluerons l'impact à long terme des étirements musculaires sur la quantité d'activité physique pratiquée et la qualité de vie des personnes diabétiques de type 2. A l'heure actuelle, une première série expérimentale visant à évaluer les effets aigus des étirements des fléchisseurs plantaires sur la biomécanique et l'énergétique de la marche a déjà démarré chez des sujets sains, et nous espérons inclure les personnes diabétiques dans les mois à venir.

* Développement d'une nouvelle méthode pour le diagnostic de la fonction neuromusculaire chez la personne diabétique de type 2 – Projet DALON

Contexte

Le projet décrit ici est actuellement mené au sein du laboratoire IRISSE et j'y contribue en tant que partenaire scientifique. Ce projet, porté par Pr. Georges Dalleau et Pr. Nicolas Peyrot (Le Mans Université), a obtenu un financement Europe Etat Région (2021-2023, FEDER, 800 K€). En plus de l'Université de La Réunion et de l'Université du Mans, ce projet implique également l'Université de Savoie Mont-Blanc (Dr. Pierre Samozino et Dr. Baptiste Morel) et l'Université de Saint-Etienne (Pr. Guillaume Millet).

Comme nous l'avons évoqué plus haut, l'activité physique constitue un levier majeur dans le cadre de la prise en charge des patients diabétiques. Néanmoins, pour obtenir des effets bénéfiques et limiter les risques sur la santé de ces patients, l'activité physique doit
nécessairement être dosée. Cependant, cela peut s'avérer particulièrement complexe parce que la réponse physiologique aux stimuli de reconditionnement varie selon l'individu quelle que soit la nature de l'exercice physique (endurance ou force, par exemple). La grande variabilité individuelle dans les réponses physiologiques à l'exercice pourrait être potentiellement expliquée par le fait que les modalités de reconditionnement ne sont pas suffisamment individualisées aux capacités du patient ou encore ne considèrent pas la fonction neuromusculaire dans toutes ses dimensions, c'est-à-dire, sa capacité à produire de la force malgré des facteurs intrinsèques (raideur, fatigabilité, architecture musculaire, typologie...) et extrinsèques (vitesse d'exécution du mouvement, puissance, densité, mouvement réalisé...) différents entre chaque individu.

Actuellement, une partie des déterminants de la fonction neuromusculaire est couramment évaluée sur des appareils isocinétiques qui permettent l'étude de mouvements segmentaires monoarticulaires ou sur des appareils isoinertiels. Toutefois, aucune méthode ou dispositif ne permet de mesurer tous les déterminants de la fonction neuromusculaire dans un contexte et d'entraîner les patients dans ce même contexte. De plus, la variabilité des outils et méthodes dans la littérature rend difficile la comparaison des études et de leurs résultats pour bien comprendre les mécanismes sous-jacents aux adaptations au reconditionnement physique. L'évaluation de la fonction neuromusculaire doit être améliorée et adaptée au patient pour que la prise en charge soit efficace et ciblée sur les besoins du patient.

L'objectif du projet DALON est de développer un dispositif innovant permettant d'évaluer la fonction neuromusculaire et ses déterminants chez des patients atteints de maladies chroniques telles que le diabète de type 2 et aussi le cancer afin de réaliser un reconditionnement neuromusculaire ciblé et individualisé. Afin de répondre à cet objectif, il est envisagé de i) caractériser les effets délétères du diabète et du cancer sur la fonction neuromusculaire, ii) élaborer un protocole standardisé d'évaluation de la fonction neuromusculaire chez ces patients, et enfin iii) étudier l'effet de programmes de reconditionnement élaborés en fonction de l'évaluation initiale sur la fonction neuromusculaire et les déficiences associées. Actuellement, le projet est dans l'attente d'obtention de l'autorisation du comité de protection des personnes et nous espérons finaliser la partie expérimentale d'ici la fin de l'année 2022.
# 3 – Adaptations biomécaniques induites par le vieillissement lors d'une tâche d'exécution du pas

## INTRODUCTION

La Réunion connaît actuellement un vieillissement rapide et accéléré de sa population. Selon l'INSEE (Chaussy et Fabre, 2014; Ajir et al., 2017), la part des personnes de plus de 60 ans devrait doubler entre 2010 et 2030, passant ainsi de 12% à 23% de la population réunionnaise, soit une évolution de 100 000 à 225 000 seniors. A La Réunion, le taux de dépendance des personnes âgées est plus élevé qu'en France métropolitaine, avec un taux 12,2% à La Réunion contre 9,1% en métropole pour les personnes de 60 ans et plus (Chaussy et Fabre, 2014). De plus, la dépendance intervient aussi plus tôt pour les Réunionnais, ce qui peut s'expliquer par leur moins bon état de santé (Chaussy et Fabre, 2014). En particulier, cela semble être étroitement lié à la plus grande précarité et à l'isolement plus marqué des Réunionnais ainsi qu'à la prévalence des maladies chroniques, notamment l'obésité et le diabète, bien supérieure à La Réunion comparée à celle de la métropole (3 fois supérieure pour l'obésité et 2 fois pour le diabète) (ORS, 2017). Sachant qu'à La Réunion, plus de 90% de ces personnes vivent à domicile - contre 50% au niveau national - (Chaussy et Fabre, 2014; Klein et Sandron, 2016), la prévention de la perte d'autonomie liée au vieillissement constitue un défi régional majeur, particulièrement à cause des troubles de la mobilité et des chutes associées.

Chaque année, 1 personne de 65 ans et plus sur 3 serait victime d'une chute en France, en incluant La Réunion (HAS, 2005). Ces chutes, qui se produisent le plus généralement lors d'activités de la vie quotidienne (Robinovitch et al., 2013), sont responsables de plus de 9 000 décès par an en France, représentant ainsi la principale cause de mortalité chez les plus de 65 ans (INSERM, 2015). Ces chutes entraînent par ailleurs la plupart du temps des séquelles physiques qui conduisent à une diminution durable de la mobilité et un déclin des capacités physiques des personnes âgées. Au-delà des traumatismes physiques, les chutes peuvent aussi induire des troubles psychologiques, notamment le syndrome de la peur de chuter (Terroso et al., 2013). Il s'avère que 1 personne âgée sur 2 restreint ses activités quotidiennes en raison de sa peur de chuter, ce qui peut entraîner un isolement social, une accélération du déconditionnement physique et de la perte d'autonomie, et ainsi une diminution de leur qualité de vie (Howland et al., 1998). En plus de leur impact sur l'état de santé des individus, les chutes sont également à l'origine d'un coût financier substantiel estimé à 2 milliards d'euros chaque année en France (Dantoine et al., 2016). L'ensemble de ces éléments font de la prévention des
chutes chez la personne âgée un véritable enjeu économique, sociétal et de santé publique à La Réunion, mais aussi au niveau national et international.

Bien que l'augmentation de la prévalence des chutes chez les personnes âgées puisse être attribuée à différents facteurs de risque tels que la prise de certains médicaments, la présence de pathologie, ou encore des facteurs environnementaux et comportementaux, le facteur principal semble être les détériorations de la fonction d'équilibration (Frank et Patla, 2003; Lord et al., 2007). Le maintien de l'équilibre postural est une habileté complexe impliquant l'intégration de différentes informations sensorielles (somato-sensorielles, visuelles et vestibulaires) par le système nerveux central, qui assure en retour activement le maintien de la position du corps dans l'espace en modulant l'activité des muscles (Horak et Macpherson, 1996). Il est bien connu que le vieillissement provoque des dégradations au niveau de l'ensemble des systèmes physiologiques impliqués dans le contrôle de l'équilibre postural, i.e., sensoriel, neuromusculaire et cognitif, ce qui diminue la capacité de ces personnes à maintenir leur équilibre et par conséquent augmente leur risque de chuter (Lord et al., 2018). Le vieillissement constitue donc une véritable contrainte qui affecte aussi bien le maintien de l'équilibre postural que la performance des mouvements.

Plusieurs études se sont intéressées à examiner les circonstances des chutes, notamment à partir de registres d'admission hospitaliers (Welmerink et al., 2010), de questionnaires remplies par les sujets eux-mêmes (Welmer et al., 2016), ou encore de captures vidéo (Robinovitch et al., 2013). De manière générale, ces études révèlent que les chutes chez la personne âgée se produisent principalement au cours des activités de la vie quotidienne. Bien que les proportions diffèrent en fonction des études, il s'avère globalement que ces chutes se produisent en premier lieu au cours de la marche, puis pendant l'activité de maintien en station debout et enfin durant les tâches de transition telles que la transition assis-debout ou l'initiation de la marche (Holliday et al., 1990; Nevitt et Cummings, 1993; Robinovitch et al., 2013). Bien que ces études nous renseignent sur les circonstances des chutes chez la personne âgée, les mécanismes neuro-physiologiques et biomécaniques sous-jacents restent encore mal compris. Plus précisément, malgré la certitude que les altérations liées au vieillissement au niveau des systèmes physiologiques (i.e., cognitif, neuromusculaire, sensoriel) rendent plus difficile le maintien de l'équilibre postural, nous ne savons pas à l'heure actuelle quels sont précisément les mécanismes responsables des chutes dans ces activités motrices volontaires (e.g., adoption d'une stratégie motrice inadaptée, baisse d'attention, etc.). La compréhension de ces
mécanismes s'avère nécessaire pour concevoir des solutions efficaces pour la prévention des
chutes chez la personne âgée.

PROBLÉMATIQUE / BUTS

Dans le but de mieux comprendre les mécanismes responsables des chutes au cours d'activités motrices quotidiennes chez les personnes âgées, de nombreuses études se sont intéressées à comparer des paramètres décrivant l'état de translation du corps (e.g., Kavanagh et al., 2004; Abrahamová et Hlavačka, 2008; Schrager et al., 2008) - tels que les accélérations, vitesses, positions ou quantités de mouvement linéaires des segments corporels ou du corps complet – entre des jeunes adultes et des personnes âgées. A l'inverse, très peu d'études ont examiné les effets du vieillissement sur le mouvement en rotation du corps. Pourtant, la plupart de nos tâches motrices impliquent des rotations des segments corporels et du corps dans les trois dimensions de l'espace. L'analyse des paramètres décrivant l'état de rotation du corps peut donc constituer une approche pertinente pour identifier les dégradations dans le contrôle de l'équilibre associées au vieillissement et comprendre les mécanismes sous-jacents.

Le moment cinétique est un paramètre mécanique qui a été utilisé dans la littérature pour étudier le mouvement en rotation du corps dans diverses tâches motrices, comme par exemple la marche (Herr et Popovic, 2008), la course (Sepp et al., 2019) ou encore le saut (Imura et Iino, 2018). Ces études ont rapporté que le moment cinétique du corps, qui correspond à la somme des moments cinétiques produits par la rotation des segments corporels autour du CM du corps, est une variable hautement contrôlée pour assurer le maintien de l'équilibre durant nos activités motrices quotidiennes (Herr et Popovic, 2008; Robert et al., 2009; Maldonado et al., 2018). Plusieurs études ont montré que des individus présentant des dégradations de la mobilité, tels que des amputés du membre inférieur (Silverman et Neptune, 2011) ou encore des personnes souffrant d'une hémiplégie (Nott et al., 2014; Vistamehr et al., 2018), exhibent une plus grande amplitude du moment cinétique du corps lors des activités motrices comme la marche. Ces résultats ont généralement été interprétés comme une dégradation dans le contrôle du moment cinétique du corps pouvant augmenter le risque de chuter chez ces individus. De plus, ces études ont mis en évidence des corrélations entre l'amplitude du moment cinétique du corps et des mesures classiquement utilisées pour évaluer l'équilibre en milieu clinique et en laboratoire (Nott et al., 2014; Vistamehr et al., 2016), indiquant que le moment cinétique du corps constitue
une mesure pertinente pour étudier le maintien de l'équilibre et donc caractériser les mécanismes sous-jacents des chutes au cours de la locomotion (Neptune et Vistamehr, 2018).

Malgré le fait que le moment cinétique du corps a été largement utilisé pour étudier le contrôle de l'équilibre dans des populations à mobilité réduite, peu d'attention a été accordée à la compréhension des effets du vieillissement normal sur ce paramètre et son contrôle. A notre connaissance, une seule étude a cherché à comparer le moment cinétique du corps entre des adultes jeunes et âgés, et cela dans une tâche de trébuchement induit expérimentalement (Pijnappels et al., 2005). Les résultats ont montré que, contrairement aux jeunes adultes, les adultes plus âgés étaient incapables de réduire complètement le moment cinétique dans le plan sagittal pendant la phase de récupération de l'équilibre suivant le trébuchement. Cette incapacité à contrôler adéquatement le moment cinétique diminuait le succès de la récupération de l'équilibre après le trébuchement et prédisposait donc les adultes âgés à une chute contrairement aux jeunes adultes. Malgré les efforts réalisés par ces auteurs, on ne sait toujours pas si et comment le vieillissement affecte le contrôle du moment cinétique du corps dans des activités motrices volontaires telles que la marche ou les tâches de transition comme l'initiation de la marche et du pas. Pourtant, comme nous l'avons évoqué plus haut, la plupart des chutes chez les personnes âgées se produisent pendant ces activités (Robinovitch et al., 2013).

Ainsi, les travaux qui sont présentés dans cette partie avaient principalement pour objectif d'investiguer les effets du vieillissement sur le moment cinétique du corps et son contrôle durant des activités motrices quotidiennes. Les finalités de ces travaux étant d'identifier des marqueurs de la dégradation de la mobilité et du risque de chute chez la personne âgée et aussi de pouvoir proposer des solutions visant à améliorer les capacités d'équilibre et la mobilité chez ces individus.

## MÉTHODES

Dans les études présentées dans cette partie, nous avons recruté des participants jeunes (de 18 à 30 ans) et des participants âgés de plus de 60 ans en bonne santé, normo-pondéraux et physiquement actifs, i.e., pratiquant une activité physique modérée d'une durée supérieure à 150 minutes par semaine. Nos participants âgés n'avaient subi aucune chute durant les 12 mois précédant leur participation à l'expérimentation. Au niveau du protocole expérimental, différentes tâches motrices ont été étudiées, à savoir la marche sur le sol (10 mètres), la tâche d'exécution du pas et la tâche de pointage. Dans la plupart de ces études, une ou plusieurs
plateformes de force (AMTI, MA, USA) ont été utilisées afin de mesurer les forces de réaction au sol et les moments en trois dimensions. Ces efforts de réaction du sol ont également été utilisés afin de calculer les coordonnées horizontales du CP. Un système de capture de mouvement (Vicon, Oxford, UK) a également été utilisé dans ces études pour enregistrer la position des marqueurs réfléchissants disposés sur le corps des participants. Plus précisément, dans nos études sur la marche (3.1), un modèle du membre inférieur Plug-in-Gait à 16 marqueurs a été utilisé pour déterminer la cinématique du bassin (pelvis) et du pied. Dans nos deux premières études sur la tâche d'exécution du pas (3.2 et 3.3), nous avons utilisé un modèle simplifié à 13 marqueurs (Tisserand et al., 2016) pour obtenir la cinématique du corps entier, et en particulier pour calculer la position tridimensionnelle du CM du corps. Dans les autres études sur la tâche d'exécution du pas et la tâche de pointage (3.4 et 3.5), nous avons utilisé un modèle à 49 marqueurs pour déterminer la cinématique du corps entier ainsi que les moments cinétiques des segments corporels et du corps complet (Maldonado et al., 2018). Des cellules photo-électriques ont été utilisées pour mesurer contrôler la vitesse de marche. Différents paramètres biomécaniques spatio-temporels associés à ces différentes tâches motrices ont ensuite été calculés. Le moment externe net autour du CM (vecteur noté $\vec{H}$), qui correspond à la dérivée du moment cinétique du corps en fonction du temps, était obtenu par le produit vectoriel du bras de levier et de la force de réaction du sol, additionné au vecteur moment libre:

$$ \vec{H} = (\vec{r}_{CP} - \vec{r}_{CM}) \times \overrightarrow{GRF} + \vec{T} \quad (8) $$

Avec $\vec{r}_{CP}$ et $\vec{r}_{CM}$ les vecteurs position du CP et du CM, respectivement, $\overrightarrow{GRF}$ le vecteur force de réaction du sol et $\vec{T}$ le vecteur moment libre. Le vecteur moment libre correspond au couple généré autour du point d'application de la force de réaction du sol, i.e. le CP. Il convient de noter que durant nos expérimentations, les participants évoluant pieds nus sur un sol horizontal, les composantes du moment libre autour des axes antéropostérieur et médiolatéral (par rapport au sujet) ont été considérées comme toutes deux nulles ($T_x = 0$ et $T_y = 0$). En revanche, la composante verticale du moment libre, aussi appelée le moment libre vertical, était quant à elle non nulle. Le moment libre vertical ($T_z$) a été calculé à partir de la formule suivante :

$$ T_z = M_z - (x_{CP} \times F_y) + (y_{CP} \times F_x) \quad (9) $$

Où $M_z$ est le moment agissant autour de l'axe vertical au centre de la plateforme de force, $x_{CP}$ et $y_{CP}$ sont les coordonnées du CP selon les axes médiolatéral et antéropostérieur, respectivement, $F_x$ (positif vers la droite de l'individu) et $F_y$ (positif vers l'avant) sont les forces de réaction du sol selon les directions médiolatérale et antéropostérieure, respectivement. Dans
nos études, nous avons normalisé les valeurs des différents moments calculés par le produit du poids et de la taille du participant.

Le moment cinétique du corps a été calculé en utilisant deux approches différentes. Dans les deux premières études sur l'initiation du pas (3.2 et 3.3), le moment cinétique du corps a été calculé par intégration numérique (méthode des trapèzes) du moment externe net autour du CM en fonction du temps. Dans les autres études sur la tâche d'exécution du pas (3.4 et 3.5), nous avons calculé le moment cinétique du corps à partir de la somme des moments cinétiques de chacun des segments par rapport au CM :

$$ \vec{H} = \sum_{j=1}^{n} [(\vec{r}_j - \overrightarrow{r_{CM}}) \times m_j(\vec{v}_j - \overrightarrow{v_{CM}}) + I_j \vec{\omega}_j] \quad (10) $$

avec n le nombre de segments, $\vec{r}_j$ et $\overrightarrow{r_{CM}}$ les vecteurs position du CM du segment j et du CM du corps, respectivement, $\vec{v}_j$ et $\overrightarrow{v_{CM}}$ les vecteurs vitesse linéaire du segment j et du CM corporel, respectivement, $m_j$ et $I_j$ la masse et le tenseur d'inertie du segment j, respectivement et $\vec{\omega}_j$ la vitesse angulaire du segment j autour de son CM.

Dans nos différentes études, afin de diminuer la variabilité inter-individuelle, le moment cinétique du corps a été normalisé par la masse du sujet (en kg), la taille du sujet (en m) et par $\sqrt{g \times l}$ (g = 9,81 m.s⁻² et l = taille du participant) dans nos différentes études. Nous avons ensuite calculé les amplitudes du moment cinétique du corps (différence entre la valeur maximale et la valeur minimale) dans les différentes phases du mouvement d'exécution du pas et sur le mouvement total.

# PRINCIPAUX RÉSULTATS

## Contexte

Les études 3.1 à 3.3 qui sont décrites ci-après ont été réalisées dans le cadre de la thèse de Jérémie Begue, que j'ai co-dirigé avec Nicolas Peyrot (Directeur, Le Mans Université) et Georges Dalleau (co-encadrant). Cette thèse, effectuée à La Réunion et soutenue en 2020, a porté sur l'étude des effets du vieillissement sur le moment cinétique du corps au cours de la tâche d'exécution du pas.
## 3.1 - Effet de la vitesse de progression sur le moment libre vertical et la cinématique du corps dans le plan transverse au cours de la marche

Begue J, Caderby T, Peyrot N, Dalleau G
Influence of gait speed on free vertical moment during walking

Journal of Biomechanics 2018, 75 : 186-190

Avant de décrire les études portant sur les effets du vieillissement sur le moment cinétique du corps, nous présenterons dans un premier temps les résultats d'une étude portant sur l'analyse du moment libre vertical lors de la marche. Le moment libre vertical, qui représente plus précisément le couple qui agit autour de l'axe vertical passant par le CP et qui résulte des forces de cisaillement entre le pied et le sol (Holden et Cavanagh, 1991), constitue une composante du torseur d'actions mécaniques de contact entre le pied et le sol, à la base de la détermination du moment cinétique du corps au CM (comme décrit plus haut). Bien que le moment libre vertical soit considéré comme un bon indicateur de la contrainte de torsion au niveau du membre inférieur lors de la marche (Ohkawa et al., 2017), cette composante du torseur d'actions mécaniques a été relativement peu étudiée lors de la marche comparativement à la force de réaction du sol. En effet, un grand nombre d'études ont porté sur l'analyse de la force de réaction du sol permettant ainsi de mieux comprendre les rôles des différentes composantes de la force de réaction du sol (i.e., antéro-postérieure, médio-latérale et verticale) et leurs changements avec la vitesse de marche (e.g., Andriacchi et al., 1977; Nilsson et Thorstensson, 1989). A l'inverse, à ce jour, nous ne savons pas si et comment la vitesse de marche influence le moment libre vertical pendant la marche. **L'objectif de cette première étude était donc de clarifier les effets de la vitesse de progression sur le moment libre vertical pendant la marche.**

Nous avons demandé à 14 adultes en bonne santé de réaliser des essais de marche à différentes vitesses sur une piste de 10 mètres. Trois vitesses de marche étaient testées : 60% (vitesse lente), 100% (vitesse normale) et 140% (vitesse rapide) de la vitesse de marche préférée, déterminée au préalable en demandant aux participants de marcher à leur vitesse de confort sur une distance de 100 mètres au total (4 x 25 mètres). Le moment libre vertical a été calculé pendant la phase d'appui du membre dominant selon la formule décrite plus haut (équation 9) et des paramètres cinématiques du pied et du bassin dans le plan transversal (ou horizontal) ont été calculés à partir des données de capture du mouvement, tels que l'angle de progression du pied et le pic de vitesse de rotation du bassin dans le plan transversal. Les résultats ont montré que le moment libre vertical suivait un pattern biphasique au cours de la phase d'appui, illustré à la **Figure 9**, quelle que la vitesse de marche.
<figure><img src="image_12.png" /><figcaption>**Figure 9.** Évolution dans le temps du moment libre vertical dans les conditions de vitesse lente, vitesse préférée et vitesse rapide. Les tracés sont obtenus à partir des moyennes de groupe (n = 14). Le moment libre vertical a été normalisé par le poids (BW) et la taille (H) du sujet.</figcaption></figure>

Les ANOVA à mesures répétées à un facteur (vitesse) ont révélé une diminution significative du pic du moment libre vertical en abduction (i.e., résistant à la rotation interne du pied ; P<0,001) et une augmentation du pic du moment libre vertical en adduction (i.e., résistant à la rotation externe du pied ; P<0,001) avec l'augmentation de la vitesse de marche. Parallèlement, nous avons observé une diminution de l'angle de progression du pied (P<0,05) et une augmentation de la vitesse maximale de rotation du bassin dans le plan transversal (P<0,001) avec l'augmentation de la vitesse de marche. Une corrélation positive significative a été trouvée entre la vitesse de rotation du bassin et le pic du moment libre vertical en adduction (r=0,44 ; P<0,01), suggérant que la rotation du bassin influence l'amplitude du moment libre vertical en adduction. De plus, nous avons également trouvé des corrélations significatives entre la valeur pic du moment libre vertical en adduction et la longueur (r=0,52 ; P<0,001) et la fréquence des pas (r=0,47 ; P<0,01), indiquant que les modifications du moment libre vertical peuvent être attribuées à des changements dans ces deux variables clés de la vitesse de marche. Ces modifications du moment libre vertical avec la vitesse de marche doivent être prises en compte lorsque ce paramètre est utilisé dans l'évaluation de la marche, en particulier lorsqu'il est utilisé comme indice pour la rééducation et la prévention des blessures.
Ces résultats indiquent que le moment libre vertical est influencé par la vitesse de progression lors de la marche. Cet effet vitesse est important à considérer, en particulier lorsque le moment libre vertical est utilisé comme indicateur lors de l'évaluation clinique pour la réadaptation ou pour la prévention des blessures. Par ailleurs, ces résultats montrent que le moment libre vertical est une composante non négligeable du torseur des actions mécaniques de contact entre le pied et le sol et doit donc nécessairement être considéré dans le cadre de l'étude du moment cinétique du corps au CM.

Caderby T, Begue J, Dalleau G, Peyrot N

**Measuring Foot Progression Angle during Walking Using Force-Plate Data**

*Applied Mechanics* 2022, 3(1): 174-181

Les résultats de cette première étude ont montré que le pic du moment libre vertical, qui est souvent considéré comme un indicateur des contraintes en torsion exercées sur le membre inférieur lors de la marche (Ohkawa et al., 2017), évolue de manière cohérente avec certains paramètres cinématiques du corps dans le plan transversal, comme notamment l'angle de progression du pied. L'angle de progression du pied, qui décrit l'orientation du pied dans le plan transversal pendant la phase d'appui de la marche, est un paramètre qui est aussi classiquement utilisé dans le domaine clinique afin d'évaluer le profil rotationnel du membre inférieur et ainsi identifier des anomalies au niveau de ce dernier (Hudson, 2016). Ce paramètre est généralement mesuré en utilisant un système de capture du mouvement. Plus précisément, il est calculé comme l'angle entre l'axe de progression du laboratoire et l'axe longitudinal du pied, ce dernier étant déterminé par des marqueurs placés au niveau du calcanéum et de la tête du second métatarse. Afin de pouvoir faciliter la détermination de ce paramètre dans le domaine clinique et aussi surmonter les limites liées à l'utilisation du système de capture du mouvement (coût, temps requis, problèmes d'occlusion de marqueurs), nous avons développé une méthode basée sur des données de plateforme de force, et plus précisément sur les coordonnées du CP, pour estimer l'angle de progression du pied durant la marche. Nos résultats ont montré que notre méthode donnait des valeurs d'angle de progression du pied qui n'étaient pas significativement différentes de celles mesurées par la méthode de référence (P>0,05). Par ailleurs, l'erreur absolue moyenne obtenue avec notre méthode était de 3,3° ± 2,1° à vitesse lente, de 2,0° ± 1,2° à vitesse préférée et de 2,0° ± 1,2° à vitesse rapide, sans effet significatif de la vitesse de marche (P>0,05). Ces résultats suggèrent que la nouvelle méthode proposée ici
est adaptée pour déterminer l'angle de progression du pied pendant la marche à différentes vitesses. En l'absence de données cinématiques, cette méthode constitue une alternative intéressante pour mesurer l'angle de progression du pied pendant la marche.

Ces résultats montrent que la nouvelle méthode proposée permet d'estimer avec précision l'angle de progression du pied pendant la marche. Cette méthode constitue une approche intéressante pour l'analyse de ce paramètre dans des environnements non équipés de système de capture du mouvement, comme dans le milieu clinique.

## 3.2 - Effets du vieillissement sur le moment cinétique du corps au cours de l'initiation du pas

Begue J, Peyrot N, Dalleau G, Caderby T

**Age-related changes in the control of whole-body angular momentum during stepping**

*Experimental Gerontology* 2019, 127:110714

Comme nous l'avons expliqué plus haut, à notre connaissance, aucune étude n'a examiné les effets du vieillissement sur le moment cinétique au cours d'activités motrices volontaires.

**L'objectif de cette étude était de comparer le moment cinétique du corps entre des individus jeunes et des personnes âgées au cours de la tâche d'initiation du pas.**

Vingt-deux jeunes adultes et 22 personnes âgées ont été instruits à réaliser une tâche d'exécution du pas à leur vitesse préférée. La tâche consistait à effectuer un pas vers l'avant avec la jambe dominante suivi par un second pas avec la jambe non dominante pour s'arrêter dans une posture debout confortable (Fig. 10). Dans cette étude, nous nous sommes intéressés uniquement au mouvement d'initiation du pas qui inclut la première phase de double appui et la première phase d'exécution du pas. Nos résultats ont montré que, dans la première phase de double appui, les participants âgés présentaient de plus petites amplitudes du moment cinétique dans les plans sagittal et transversal par rapport aux jeunes adultes (Fig. 11). Ces résultats s'expliquaient par des moments externes nets autour du CM dans les plans sagittal et transversal moins importants chez les participants âgés (P<0,05) que chez les jeunes, avec aucune différence significative au niveau de la durée de la phase de double appui entre les deux groupes (P>0,05). A l'inverse, pendant la première phase d'exécution du pas, les personnes âgées avaient des amplitudes du moment cinétique plus élevées dans les plans frontal et sagittal par rapport aux jeunes adultes (Fig. 11), et cela malgré leur vitesse de progression inférieure (-11% chez les personnes âgées ; P<0,05). Ces plus grandes amplitudes du moment cinétique chez les personnes âgées étaient associées à une plus longue durée de la phase d'exécution du pas en
comparaison aux jeunes adultes (+10% chez les participants âgés ; P<0,05). En outre, dans le plan sagittal, un plus grand moment externe net autour du CM (+45% ; P<0,01) a également contribué à l'augmentation de l'amplitude du moment cinétique chez les adultes âgés. Plus précisément, nous avons observé que l'augmentation du moment externe net dans le plan sagittal chez les individus âgés était attribuée à une diminution de la force de réaction antéropostérieure (force de propulsion vers l'avant) par rapport aux individus jeunes (-19% chez les participants âgés ; P<0,05). Cette réduction de la force de propulsion vers l'avant avec le vieillissement pourrait potentiellement être le résultat de la diminution des capacités musculaires des membres inférieurs - en particulier des muscles fléchisseurs plantaires -, de la réduction de la mobilité articulaire et/ou d'une stratégie visant à assurer un déplacement plus prudent (Iosa et al., 2014; Franz, 2016). Il convient de noter que la plus grande variation du moment cinétique durant la phase d'exécution du pas chez les personnes âgées peut imposer une plus grande difficulté pour le contrôle de l'équilibre durant cette phase et par conséquent augmenter le risque de chuter chez ces individus. Cette hypothèse reste néanmoins à être vérifiée.

<figure><img src="image_13.png" /><figcaption>**Figure 10.** Illustration de la tâche d'exécution du pas et des différentes phases associées. $t_0$ : début du mouvement (premières modifications posturales). $FO_D$ : décollement du pied de la jambe dominante. $FC_D$ : contact du pied de la jambe dominante avec le sol. $FO_{ND}$ : décollement du pied de la jambe non dominante, $FC_{ND}$ : contact du pied de la jambe non dominante avec le sol. $T_f$ : fin du mouvement.</figcaption></figure>
<figure><img src="image_14.png" /></figure>

**Figure 11.** Moyennes et écart-types des amplitudes du moment cinétique du corps (H) dans les plans frontal, sagittal et transversal pour les individus âgés (gris clair) et jeunes (gris foncé) dans les deux phases d'initiation du pas (phase de double appui et phase d'exécution du pas). H a été normalisé par la masse corporelle, la hauteur du corps et $\sqrt{g \times l}$ (g = 9,81 m.s⁻² et l = taille du participant). *, **, *** : Différence d'âge significative avec P<0,05, P<0,01 et P < 0,001, respectivement.

Les résultats de cette étude montrent que le vieillissement entraîne une modification du moment cinétique lors de la tâche d'initiation du pas. Durant la phase de double support, les personnes âgées présentent des amplitudes du moment cinétique dans les plans sagittal et transversal réduites par rapport à celles des individus jeunes. A l'inverse, durant la phase d'exécution, les personnes âgées exhibent de plus grandes amplitudes du moment cinétique du corps dans les plans sagittal et frontal que des jeunes adultes. La variation du moment cinétique plus importante durant la phase d'exécution avec l'avancée en âge peut rendre le contrôle de l'équilibre plus difficile et donc augmenter le risque de chuter chez les personnes âgées.