Cadence lock : pourquoi votre montre affiche votre cadence à la place du pouls

Scène familière : vous partez sur vos intervalles, vous accélérez — et la montre affiche 178 battements par minute. Vous regardez le deuxième champ de l'écran : cadence 178. Encore une répétition — pouls 180, cadence 180. La coïncidence est parfaite et suspecte, parce qu'elle n'est jamais comme ça. C'est le cadence lock, le mode de défaillance le plus fréquent de la cardiofréquencemétrie optique. Et sa racine n'est pas un firmware bâclé, mais la physique.

Le signal utile vit à un cheveu du bruit

Un cardiofréquencemètre optique (photopléthysmographie, PPG) éclaire la peau avec une LED et récupère avec une photodiode la lumière rétrodiffusée. Le signal se compose de deux parties.

La composante DC est un fond large et lent : l'absorption de la lumière par la peau, l'os, les muscles, le sang veineux et la part non pulsatile du sang artériel. La composante AC est une pulsation minuscule au rythme du cœur : en systole, le volume de sang artériel augmente et l'absorption croît ; en diastole, elle retombe.

Et voici le chiffre clé dont découle tout le reste : la composante AC ne représente que 1–2 % de l'absorption totale de la lumière. Le rapport AC/DC s'appelle l'indice de perfusion — c'est, au fond, une mesure de la force du signal utile. Au poignet il est faible : les vaisseaux y sont peu nombreux et profonds, ce qui fait du poignet un endroit intrinsèquement « bruyant ».

Le sens pratique est simple. Le signal utile est posé au sommet d'un fond énorme et n'en occupe que quelques pour cent. Toute perturbation d'amplitude comparable le recouvre. C'est précisément en cela que la PPG diffère fondamentalement de la ceinture pectorale : l'ECG mesure directement le potentiel électrique du cœur, au lieu d'essayer de distinguer une ondulation de deux pour cent dans la lumière réfléchie.

L'impact frappe le signal sur trois fronts à la fois

La pose du pied et l'onde de choc qui remonte le long du membre ne créent pas une seule perturbation, mais plusieurs simultanément.

Le déplacement du capteur par rapport à la peau. À chaque impact, un capteur mal plaqué glisse de façon microscopique. La géométrie « LED — tissu — photodiode », l'angle d'incidence et la longueur du trajet optique changent ; de la lumière extérieure s'infiltre dans l'interstice. C'est le plus puissant des mécanismes — et le seul que vous contrôliez entièrement en serrant le bracelet.

Les variations de la pression de contact. L'impact module la force d'appui, dont dépend le volume du lit vasculaire sous le capteur. Il y a ici une subtilité : l'amplitude de l'onde de pouls est maximale quand la pression transmurale est proche de zéro — c'est-à-dire quand l'appui extérieur est à peu près égal à la pression artérielle moyenne et que la paroi du vaisseau est « déchargée ». Les oscillations de pression produites par chaque foulée promènent le point de fonctionnement le long de la courbe non linéaire de compliance, et la forme de l'onde de pouls se met à danser au rythme des pas.

Le sang veineux. Au repos, le sang veineux appartient au fond immobile. Sous les secousses, le lit veineux compliant se met à osciller en volume : apparaît alors une pulsation parasite, synchrone non pas avec le cœur, mais avec le mouvement.

S'y ajoute l'onde de choc elle-même, qui module le flux sanguin dans le lit microcirculatoire sous le capteur. Autrement dit, ce n'est pas seulement l'optique qui est faussée, mais aussi l'objet mesuré. Et toutes ces perturbations ont la même fréquence : celle de la foulée.

Pourquoi aucun algorithme n'y remédie

La plupart des algorithmes cherchent le pouls dans le domaine fréquentiel : ils prennent une fenêtre de signal, calculent le spectre et retiennent le pic dominant.

Faites le calcul. Une cadence de 160–190 pas/min, c'est 2,7–3,2 Hz. Un pouls de 160–190 bpm, c'est les mêmes 2,7–3,2 Hz. Les deux signaux ont en plus une riche structure harmonique. Quand les pics se rejoignent, l'algorithme voit deux maximums voisins, et le pic du mouvement est presque toujours le plus haut — puisque le signal utile ne pèse que 1–2 % alors que la perturbation mécanique de l'impact est puissante. L'algorithme prend honnêtement le plus grand pic et se colle à la cadence.

C'est une limite de principe, pas un défaut de finition : quand deux grandeurs ont physiquement la même fréquence, aucune méthode fréquentielle appliquée à un seul canal ne les séparera. Soustraire le spectre de la cadence soustrait du même coup le pouls.

On a imaginé beaucoup de parades : l'accéléromètre comme signal de référence, le filtrage adaptatif, la soustraction spectrale, les algorithmes TROIKA et JOSS (erreur moyenne annoncée de 2,34 et 1,28 bpm respectivement), les capteurs multicanaux et multi-longueurs d'onde. Si l'on utilise la lumière verte autour de 525 nm, c'est justement parce qu'elle pénètre peu et donne un meilleur rapport AC/DC que le rouge et l'infrarouge. Tout cela fonctionne — tant que le pouls et la cadence restent distinguables. Au point où ils coïncident, l'angle mort demeure pour tout le monde.

Le plus rageant est que ce point tombe exactement là où les données sont le plus utiles : aux allures seuil et sur les intervalles. À l'accélération, la puissance du signal d'impact augmente en même temps que le pouls se rapproche de la cadence.

Pourquoi le tibia est le pire emplacement pour un capteur

La charge d'impact décroît fortement de bas en haut. Une mesure simultanée par capteurs inertiels chez des juniors élite de fond, à 14–16 km/h, a donné :

tibia : 14 ± 3 … 16 ± 3 g ;
sacrum : 4 ± 1 … 5 ± 1 g (environ 32 % de la charge tibiale) ;
omoplate : 4 ± 1 g (environ 27 %).

Autrement dit, le tibia encaisse un impact environ 3,5 à 4 fois plus fort que la ceinture scapulaire, et près des trois quarts de l'onde de choc sont amortis en chemin.

Les raisons sont multiples. Au-dessus du tibia, il n'y a presque pas d'amortisseur musculaire : l'onde parvient au capteur sans atténuation, alors qu'au bras la couche de tissus mous est plus épaisse. Les fréquences propres des tissus mous des jambes se situent environ entre 10 et 50 Hz, et l'impact les excite directement. Enfin, avec la fatigue, la capacité d'amortissement des muscles diminue, si bien que les accélérations tibiales augmentent en fin de course longue.

Les comparaisons directes le confirment. Dans une validation indépendante de trois capteurs identiques portés simultanément au poignet, à l'avant-bras et au bras, le bras a systématiquement surpassé les autres positions. Le Polar Verity Sense porté au bras affichait une MAPE d'environ 0,69 % en footing léger, alors que les appareils de poignet en course affichent typiquement des erreurs d'un tout autre ordre : dans une validation chez des patients cardiaques, la course a donné une MAE de 12,1 bpm et une MAPE de 8,5 % — contre 3,8 % à la marche et les 1–3 battements habituels au repos.

Que faire

Il vous faut un pouls honnête : prenez une ceinture pectorale. L'ECG mesure directement l'électricité du cœur et n'est, par principe, pas sujet au cadence lock. Si une précision meilleure que ±5 battements en dynamique compte pour vous, il n'y a pas d'alternative.
Vous ne supportez pas la ceinture : placez l'optique au bras ou à l'avant-bras. L'impact y est plusieurs fois moindre, le flux sanguin plus stable, et l'erreur se rapproche de celle de la ceinture.
Ne fixez jamais un capteur optique sur le tibia. C'est la pire position possible.
Vous portez une montre : serrez le bracelet. Un appui ferme supprime le principal mécanisme de l'artefact. Décalez la montre un peu au-dessus de l'os du poignet et, par temps froid, réchauffez le poignet : la vasoconstriction réduit la perfusion et rend le collage plus probable.
Affichez la cadence à côté du pouls. Si les deux nombres se collent, les données ne sont pas fiables.
Vérifiez a posteriori. Superposez la courbe de fréquence cardiaque à celle de la cadence. Des lignes qui coïncident sur les intervalles, les accélérations et les descentes sont le signe d'un artefact, pas d'une cardiodynamique. Ne laissez pas de telles séances fausser le calcul de la charge et de la récupération.
Connaissez votre zone de risque. Si vous avez une cadence élevée (autour de 180) et une FC de travail élevée (autour de 180), vous êtes dans le groupe à risque accru. Si les deux sont éloignées en fréquence, l'optique se trompera nettement moins souvent.

Limites

Les valeurs absolues de la charge d'impact dépendent de la vitesse, de la technique de pose du pied, des chaussures, de la surface et de la fatigue : ce qui est robuste ici, c'est le rapport « le tibia bien plus que le bras », pas les chiffres précis. Il n'existe presque pas de données publiées fiables sur les accélérations d'impact maximales au poignet ; la comparaison poignet/tibia doit donc être considérée comme qualitative. Les algorithmes concrets des fabricants sont fermés : les méthodes décrites constituent la base scientifique publiée, pas le contenu vérifié du firmware de qui que ce soit. Et les valeurs d'erreur citées proviennent d'études précises menées sur des populations précises — elles montrent un ordre de grandeur et l'écart entre activités, pas une constante universelle.

L'essentiel

Le signal utile de la PPG ne représente que 1–2 % de l'absorption lumineuse totale ; tout le reste est du fond.
L'impact engendre trois perturbations d'un coup — déplacement du capteur, variation de la pression de contact et pulsation du sang veineux — toutes à la fréquence de la foulée.
Le cadence lock est un problème de physique : une cadence de 160–190 et un pouls de 160–190 donnent les mêmes 2,7–3,2 Hz, et aucune méthode fréquentielle ne peut les séparer.
Le tibia encaisse un impact 3,5 à 4 fois plus fort que le bras (14–16 g contre 4 g) : c'est le pire endroit pour l'optique.
Hiérarchie des solutions : ceinture pectorale → bras ou avant-bras → montre bien serrée.
Diagnostic : si le pouls colle à la cadence, les données ne sont pas fiables.

Sources : Ueberschär O. et al. « Measuring biomechanical loads and asymmetries in junior elite long-distance runners through triaxial inertial sensors », Sports Orthopaedics and Traumatology, 2019, reproduit dans la revue de Sheerin K. et al. « The measurement of tibial acceleration in runners », Gait & Posture. https://www.sciencedirect.com/science/article/abs/pii/S0949328X19301449. Zhang Z., Pi Z., Liu B. « TROIKA: A General Framework for Heart Rate Monitoring Using Wrist-Type Photoplethysmographic Signals During Intensive Physical Exercise », IEEE Transactions on Biomedical Engineering, 62(2):522–531, 2015. Zhang Z. « Photoplethysmography-Based Heart Rate Monitoring in Physical Activities via Joint Sparse Spectrum Reconstruction », IEEE Transactions on Biomedical Engineering, 62(8):1902–1910, 2015. Cheng D. et al., validation de la photopléthysmographie au poignet, European Heart Journal — Digital Health, 6(5):1024, 2025.