biomécanique du segment tete-cou in vivo aeronautique militaire, Thèse de Biomécaniques

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Biomecanique du segment tete-cou in vivo aeronautique militaire. Approches neuromusculaire et morphologique. Sciences du Vivant [q-bio]. Arts et Métiers ParisTech, 2007. Français. ￿NNT : 2007ENAM0044￿. ￿pastel-00004773￿ N°: 2007 ENAM 0044 Ecole doctorale n° 432 : Sciences des Métiers de l’Ingénieur T H È S E pour obtenir le grade de Docteur de l’École Nationale Supérieure d'Arts et Métiers Spécialité “Biomécanique” Jury : Mme Véronique FEIPEL, Professeur des Universités, Université Libre de Bruxelles ....................... Examinateur M. Frank QUAINE, Maître de Conférences des Universités, HDR, Université Grenoble 1 ............... Rapporteur Mme Laurence CHEZE, Professeur des Universités, Université Lyon 1 ........................................... Rapporteur M. Sébastien LAPORTE, Maître de Conférences des Universités, ENSAM Paris ............................. Examinateur Mme Anne GUILLAUME, Professeur Agrégé du Val de Grâce, IMASSA ....................................... Examinateur M. Pierre PORTERO, Professeur des Universités, Université Paris 12 ............................................. Examinateur Mme Wafa SKALLI, Professeur des Universités, ENSAM Paris ....................................................... Examinateur Laboratoire de BioMécanique ENSAM, CER de Paris L’ENSAM est un Grand Etablissement dépendant du Ministère de l’Education Nationale, composé de huit centres : AIX-EN-PROVENCE ANGERS BORDEAUX CHÂLONS-EN-CHAMPAGNE CLUNY LILLE METZ PARIS    présentée et soutenue publiquement par Jennyfer LECOMPTE le 21 décembre 2007 BIOMECANIQUE DU SEGMENT TETE-COU IN VIVO & AERONAUTIQUE MILITAIRE APPROCHES NEUROMUSCULAIRE ET MORPHOLOGIQUE Directeur de thèse : Pierre PORTERO Codirecteur(s) de thèse : Wafa SKALLI                 A Personne en particulier,         TABLE DES MATIERES   INTRODUCTION ................................................................................................................... 1  1.  CONTRAINTES CERVICALES ET AERONAUTIQUE MILITAIRE ............................... 3  1.1.  RAPPELS BIOMECANIQUES ......................................................................................................... 3  1.1.1.  PLANS DE REFERENCE ............................................................................................................................ 3  1.1.2.  ELEMENTS D'ANATOMIE OSTEO-ARTICULAIRE ........................................................................................ 4  1.1.3.  CINEMATIQUE SEGMENTAIRE TRIDIMENSIONNELLE ................................................................................ 6  1.1.4.  ACTIONS MUSCULAIRES ....................................................................................................................... 10  1.1.5.  BIOMECANIQUE MUSCULAIRE .............................................................................................................. 16  1.1.6.  ACTIVATION NERVEUSE ....................................................................................................................... 21  1.2.  VOL & FACTEUR DE CHARGE .................................................................................................. 25  1.3.  INFLUENCE DU TYPE DE MISSION ET DU MATERIEL ............................................................. 26  1.3.1.  PERFORMANCES DE L'AVION ............................................................................................................... 26  1.3.2.  MATERIEL EMBARQUE .......................................................................................................................... 26  1.4.  CONTRAINTES MUSCULO-SQUELETTIQUES .......................................................................... 28  1.4.1.  NIVEAU D'ACTIVITE NEUROMUSCULAIRE EN VOL ................................................................................ 28  1.4.2.  CONTRAINTES OSTEOARTICULAIRES .................................................................................................... 30  1.5.  FEMINISATION DU PERSONNEL NAVIGANT ......................................................................... 32  1.6.  ATTEINTES DEGENERATIVES DE LA FONCTION CERVICALE ................................................ 33  1.6.1.  LESIONS AIGÜES ................................................................................................................................. 33  1.6.2.  LESIONS CHRONIQUES ........................................................................................................................ 34  2.  ANALYSE CINEMATIQUE 3D DU SEGMENT TETE-COU ..................................... 36  2.1.  DISPOSITIFS DE MESURE .......................................................................................................... 36  2.2.  MOUVEMENTS PRINCIPAL ET COUPLES GLOBAUX ............................................................. 37  2.3.  MODIFICATIONS DE LA MOBILITE ACTIVE ............................................................................ 40  2.3.1.  AGE ET GENRE .................................................................................................................................... 40  2.3.2.  ENTRAINEMENT PHYSIQUE ................................................................................................................... 42  2.3.3.  PATHOLOGIE ...................................................................................................................................... 42        3.  CAPACITE DE PRODUCTION DE FORCE DU SEGMENT TETE-COU ................. 44  3.1.  RELATION COUPLE-ANGLE DU RACHIS CERVICAL ............................................................... 44  3.1.1.  ERGOMETRIE ....................................................................................................................................... 44  3.1.2.  PLAN SAGITTAL ................................................................................................................................... 46  3.1.3.  PLAN CORONAL .................................................................................................................................. 49  3.1.4.  PLAN AXIAL ......................................................................................................................................... 49  3.2.  MORPHOLOGIE DES MUSCLES DU RACHIS CERVICAL ........................................................ 51  3.2.1.  SURFACE DE SECTION ANATOMIQUE................................................................................................... 51  3.2.2.  ARCHITECTURE ET BRAS DE LEVIER ........................................................................................................ 54  3.2.3.  TYPOLOGIE ......................................................................................................................................... 57  3.3.  ACTIVITE EMG DU RACHIS CERVICAL .................................................................................... 57  3.3.1.  CONTRACTION ISOMETRIQUE ............................................................................................................. 58  3.3.2.  CONTRACTION DYNAMIQUE ET REFLEXE ............................................................................................. 60  3.4.  PLASTICITE DE LA CAPACITE DE PRODUCTION DE FORCE ................................................. 61  3.4.1.  INFLUENCE DE L'AGE ET DU GENRE ..................................................................................................... 61  3.4.2.  NIVEAU D'ACTIVITE PHYSIQUE & ENTRAINEMENT ................................................................................. 66  3.4.3.  EXPOSITION CHRONIQUE AU FACTEUR DE CHARGE +GZ.................................................................... 70  3.4.4.  INFLUENCE DE LA PATHOLOGIE ........................................................................................................... 71  OBJECTIFS & HYPOTHESES EXPERIMENTALES ............................................................ 76        TRAVAUX ET PUBLICATIONS RELATIFS AU TRAVAIL DE THESE   ARTICLES DANS DES REVUES INTERNATIONALES Lecompte J, Maïsetti O, Guillaume A, Skalli W, Portero P. Agonist and antagonist EMG activity of neck  muscles during maximal isometric flexion and extension at different positions in young healthy men  and women. Isokin Exerc Sci, 2007, 15(1), 29‐36.    Lecompte  J, Maïsetti O, Guillaume  A,  Skalli W,  Portero  P.  (en  révision). Neck  strength  and  EMG  activity  during  maximal  isometric  contractions  in  sagittal  and  coronal  planes  in  neck  pain  and  asymptomatic fighter pilots and non‐pilots. Aviat Space Environ Med, 2007.    PARTICIPATION A OUVRAGE Portero P, Lecompte J, Laporte S. Evaluations isométrique et isocinétique des muscles cervicaux dans  les  plans  frontal  et  sagittal.  Entretiens  de  Bichat,  Journée  de  médecine  orthopédique  et  de  rééducation 2005, Expansion Scientifique Française, Paris, pp.55‐61, 2005.    COMMUNICATIONS ORALES PUBLIEES SOUS FORME DE RESUMES DANS DES REVUES INTERNATIONALES INDEXEES Lecompte  J, Guillaume A, Maïsetti O,  Portero  P. Assessment  of  dynamic  and  static  neck muscles  function in jet pilots vs control subjects. Aviat Space Environ Med, 2006, 77 (3), 321.    Lecompte  J, Maïsetti  O,  Thoreux  P,  Portero  P.  Validation  of  a  specific  device  for  isometric  and  isokinetic assessment of the cervical spine muscles in sagittal and coronal planes. J Biomech, 2006, 39  (1), S103.    Maïsetti O, Lecompte J, Mhajoubi T, Portero P. Strength and EMG activity can display differences in  neck muscle function between amateur soccer players and controls. Disability & Rehabilitation, 2007,  29 (20 & 21): 1634‐1663     CONFERENCES INVITEES Lecompte  J, Maïsetti O,  Guillaume  A,  Skalli W,  Portero  P.  Influence  du  genre  sur  la  capacité  de  production  de  force  et  EMG  associé  des muscles  cervicaux.  XXXIVèmes  Entretiens  de Médecine  Physique et Réadaptation. Montpellier, 7‐9 mars 2007.    Portero  P,  Lecompte  J, Maïsetti  O.  Stabilité  posturale  cervicale  et  biomécanique  (conférence  de  synthèse). 22ème Congrès de la Société Française de Médecine Physique et de Réadaptation, Saint‐ Malo, 4‐6 octobre 2007.          ABREVIATIONS RC : rachis cervical  RCS : rachis cervical supérieur  RCI : rachis cervical inférieur  JVN : jumelles de vision nocturne  VdC : visuer de casque    Muscles du rachis cervical: Sh: sternohyoideus  St : sternothyroideus  Hh : homohyoideus  LC : longus colli  LCap : longus capitis  SCM : sternocleidomastoideus  SCA: Scalenus  ScaAnt : scalenus anterior  ScaMed : scalenus medius  ScaPost : scalenus posterior  RCap post min : rectus capitis posterior minor  Rcap post maj : rectus capitis posterior major  ObliCap inf : Obliquus capitis inferior  ObliCap sup : obliquus capitis superior  SemiCerv : semispinalis capitis  PARA : muscles paraspinaux  ES : erector spinae  SemiCap : semispinalis capitis  TS : trapezius superior  SplCap : splenius capitis  SplCerv : splenius cervicis  LevScap : levator scapulae    MVC : contraction maximale volontaire  EMG : électromyographie      1 INTRODUCTION   Le segment tête cou dans son ensemble est asservi aux organes des sens de la tête essentiellement  par  un  positionnement  précis  dans  l’espace,  de  façon  à  permettre  l’horizontalité  du  regard  ainsi  qu’une  bonne  exploration  visuelle  sans  mobilisation  excessive  du  corps.  Le  rachis  cervical,  plus  particulièrement,  cumule  plusieurs  rôles  tels  que  le  soutien  et  la  protection  de  la moelle  et  des  vaisseaux, ainsi que  la transmission et  la concentration de forces. Sa structure complexe  lui permet  d'assurer à  la  fois  la  stabilité et  la mobilité de  la  tête, grâce à  la morphologie de  ses vertèbres et  articulations ainsi qu’à l’influence de haubans musculaires.  Dans le domaine aéronautique militaire, les progrès technologiques effectués dans la conception des  avions de chasse de nouvelle génération, exposent le personnel navigant à des contraintes cervicales  importantes  (Phillips  et  Petrofsky  1983a).  La  répétition  d'accélérations  à  fort  facteur  de  charge  semble  être  un  élément  favorisant  l'apparition  de  lésions  dégénératives  arthrosiques  et  discales  (Petren‐Mallmin  et  Linder  1999).  De  plus,  l’évolution  des  types  de  mission  impose  aux  pilotes  l’utilisation de nouveaux matériels engendrant de nouvelles contraintes, autant sur  le plan cognitif  que biomécanique. L’ajout de systèmes visuels notamment, qui augmentent la masse et modifie les  caractéristiques inertielles du casque semble majorer les contraintes appliquées à la tête du pilote de  chasse en vol. Cependant, le comportement biomécanique et neuromusculaire du rachis cervical n'a  été que peu étudié notamment  si on  s'intéresse à  l'influence  combinée du  facteur de charge, des  mouvements et postures  inhérents à  la  tâche de pilotage ainsi qu'aux caractéristiques du matériel  embarqué  (Harms‐Ringdahl  et  al.  1986,  Hamalainen  1993).  De  même,  l'impact  de  l'exposition  chronique aux accélérations sur les propriétés biomécaniques des muscles du segment tête‐cou des  pilotes  de  chasse  n'a  été  que  partiellement  examiné  en  particulier  chez  les  pilotes  souffrant  de  cervicalgies (Ang et al. 2005). Enfin,  l'arrivée de personnels féminins au sein des escadrons d'avions  de chasse a soulevé la question de leur capacité à supporter les contraintes liées au vol. Néanmoins,  à ce jour, l'effet du genre sur la tolérance aux accélérations a été très peu abordé dans la littérature.    Ce travail de thèse a été  initié suite à une campagne d'essais en vol d'un prototype de casque avec  viseur intégré menée sur des pilotes de chasse de l'Armée de l'Air française. Après interrogation, plus  de la moitié des pilotes rapportèrent des douleurs cervicales ayant engendré une diminution de leur  efficacité  opérationnelle  et  dans  certains  cas,  l'arrêt  des manœuvres  de  combat  aérien.  Dans  ce  contexte,  le  Service  de  Santé  des  Armées  et  en  particulier  l'IMASSA  (Institut  de  Médecine  Aérospatiale du Service de Santé des Armées) a été sollicité afin de mieux cerner  l'influence de ces  nouveaux matériels sur le comportement biomécanique du rachis cervical.      4 1.1.2. ELEMENTS D'ANATOMIE OSTEO-ARTICULAIRE Le rachis cervical est constitué de sept vertèbres (C1‐C7) (Figure 2). On distingue, anatomiquement et  fonctionnellement  le  rachis cervical  supérieur  (RCS), composé de  l’atlas et  l’axis, du  rachis cervical  inférieur (RCI) de C3 à C7. La morphologie de chaque vertèbre cervicale reflète sa fonction au sein du  rachis cervical.    FIGURE 2. Schéma du rachis cervical dans la colonne cervicale en vue sagittale (images adaptées de ©MMG 2000)   Les facettes articulaires profondes de l’atlas permettent d’accueillir les condyles occipitaux du crâne.  L’articulation pivot de  la  jonction atlanto‐axiale assure  la stabilité de  l’atlas et de  la tête et permet  une  grande  amplitude  en  rotation  axiale  indispensable  à  la  vision  stéréoscopique.  L'atlas  (C1)  se  distingue des autres vertèbres par  l'absence de corps vertébral  (Figure 3). Le processus  transverse  contient le foramen transverse d'où part le sillon sur l'arc caudal qui reçoit l'artère vertébrale. L'axis  (C2) se distingue par la présence de sa dent qui se termine par un sommet arrondi (apex) (Figure 3).  Les  facettes articulaires sont situées sur  la  face antérieure et postérieure de  la dent. Les processus  articulaires sont recouverts de cartilage indispensable à l'articulation entre l'atlas et l'axis.  Il  y  a  peu  de  différence  entre  les  3ème,  4ème,  5ème  et  6ème  vertèbres  cervicales  (Figure  4).  Le  corps  vertébral se prolonge en arrière par l'arc vertébral qui se divise en une partie antérieure, le pédicule,  et  une  partie  postérieure,  la  lamine.  Les  processus  articulaires  portent  deux  surfaces  articulaires  dirigées postérieurement et antérieurement. L'arc vertébral se termine par le processus épineux. La  7ème vertèbre se différencie par un volumineux processus épineux palpable sous la peau.    RACHIS CERVICAL RACHIS CERVICAL SUPÉRIEUR (RCS) RACHIS CERVICAL INFÉRIEUR (RCI)     5   FIGURE  3.  Schéma des deux premières vertèbres cervicales en vue axiale supérieure et sagittale (©MMG 2000)         FIGURE  4.  Schématisation d'unité fonctionnelle cervicale et exemple de vertèbre en vue axiale supérieure et sagittale (©MMG 2000)   DENT ATLAS AXIS Arc ventralArc dorsal Fossette articulaire Processus transverses Foramen transverse Dent Processus épineux Arc vertébral Corps vertébral Apophyse épineuse Foramen transverse Apophyse transverse Disque intervertébral Facettes articulaires Corps vertébral Moelle épinièreLamina Pédicule Nucleus pulposus Annulus fibrosus     6 Les vertèbres sont liées entre elles par différents tissus. Entre chaque corps vertébral se trouvent les  disques  intervertébraux qui,  grâce  à  leur  structure  viscoélastique,  assurent une mobilité  entre  les  différents étages.  Ils sont composés de deux éléments dont  l’anneau fibreux  (annulus fibrosus) à  la  périphérie,  et  le  noyau  pulpeux  (nucleus  pulposus)  riche  en  protéoglycanes  (hydrophiles)  dans  la  partie centrale (Figure 4). Ce sont les structures ligamentaires et musculaires qui assurent le maintien  des vertèbres et  la stabilité de  la tête. Les différents  ligaments permettent d'augmenter  la stabilité  passive du rachis et de limiter les mouvements physiologiques afin de préserver la moelle épinière et  les autres terminaisons nerveuses qui transitent au niveau du rachis cervical (Figure 4).    1.1.3. CINEMATIQUE SEGMENTAIRE TRIDIMENSIONNELLE 1.1.3.1. UNITE FONCTIONNELLE RACHIDIENNE On  définit  l’unité  fonctionnelle  rachidienne  (UFR)  par  l’ensemble  constitué  de  deux  vertèbres  adjacentes  et des  éléments de  liaison. Ce  type d’articulation permet  trois  sortes de mouvements  (Figure 5):  ‐ un mouvement d’inclinaison soit dans un plan sagittal (flexion‐extension), soit dans un plan  coronal (inclinaison latérale)  ‐ un mouvement de rotation d’un plan par rapport à l’autre  ‐ un  mouvement  de  glissement‐cisaillement  d’un  corps  sur  l’autre  par  l’intermédiaire  du  nucleus pulposus.      FIGURE  5. Plans de mouvement d’une unité fonctionnelle cervicale. Le mouvement de flexion- extension se produit autour de l’axe transverse (axe I). Le mouvement de rotation axial se fait autour d’un axe passant perpendiculairement au plan des articulations zygoapophysaires (axe II). Aucun mouvement ne peut se produire autour de l’axe III (perpendiculaire aux 2 précédents axes) (Bogduk et Mercer 2000).     9 TABLEAU  2.  Amplitudes (°) des mouvements principaux (PM) et couplés Knudson et al. lors de la rotation axiale et inclinaison latérale (unilatérales) du segment tête-cou. D’après Ishii et al. (2004a et b). * différence avec les autres étages. Valeurs moyennes ± SD. Le signe négatif des CM dans les plans coronal et axial représente une direction controlatérale à celle du PM. Pour le plan sagittal, le signe négatif représente l’extension.    ROTATION AXIALE N=10 (RCI)a et 15 (RCS)b INCLINAISON LATERALE N=12 MP F/E IL MP F/E RA Total 69.5±4.1 a 72.1±5.7 b 30.3±3.7 C0-C1 b 1.7±1.5 -13.3±4.9 -4.1±1.4 1.9±0.9 -1.1±1.4 -0.2±1.0 C1-C2 b 36.2±4.5 -6.9±3.0 -3.8±3.0 1.6±1.3 0.2±2.0 -17.1±4.7 RCI amoyen 26.6±4.4 4.4±5.7 18±4.1 C2-C3 a 2.2±0.9 -1.4±1.2 3.6±1.5 3.7±2.0 0.0±0.9 0.9±0.9 C3-C4 a 4.5±1.1* -2.3±1.7 5.4±1.3* 3.5±1.4 0.5±0.9 1.8±0.7 C4-C5 a 4.6±1.1* -1.5±1.9 5.0±1.3* 3.3±1.0 0.8±1.0 1.1±0.9 C5-C6 a 4.0±1.1* 0.9±1.7 5.3±1.3* 4.3±1.4 0.7±1.2 1.2±1.0 C6-C7 a 1.6±0.8 2.4±1.5 4.9±2.1* 5.7±1.9* 0.4±1.8 0.8±0.9 C7-D1 a 1.5±0.7 3.0±2.1 1.2±1.2 4.1±2.7 0.5±1.5 -0.4±1.0     FIGURE 6. Amplitudes des mouvements couplés dans le rachis cervical inférieur (C2 à C7) et du rachis cervical supérieur (C0 à C2) lors de rotation droite et gauche de la tête. D’après Ishii et al. (2004a. 2004b).  Rotation G Neutre Rotation D Rachis cervical inférieur (C2-D1) ILG couplée ILD couplée ILG coupléeILG couplée Rachis cervical supérieur (C0-C2)     10 1.1.4. ACTIONS MUSCULAIRES Le rachis cervical présente un système musculaire très développé surtout dans sa partie postérieure.  Ces muscles, qui s’étendent pratiquement sur  toute  la  longueur de  la colonne vertébrale, réalisent  un véritable haubanage de la tête et de toute la colonne (Figure 7). Les deux fonctions majeures des  muscles du rachis cervical sont d’une part, de stabiliser la tête lors de perturbations externes ou de  mouvements du corps, et d’autre part, de permettre l’orientation ou les mouvements volontaires de  la  tête. Le support de  la  tête par  le  rachis cervical, et donc sa stabilisation, est  lié à  la  raideur des  tissus  de  soutien  i.e.  les  muscles  et  les  ligaments.  La  redondance  de  la  musculature  du  rachis  cervicale donne à plusieurs muscles des fonctions similaires pour un mouvement donné. Leur action  dynamique  va  être  déterminée  par  leur  localisation  anatomique,  leur  orientation  et  leurs  points  d’insertion. De manière  générale  et  indépendamment  du  niveau  rachidien  considéré,  les muscles  situés en avant de la ligne de gravité sont fléchisseurs, ceux en arrière sont extenseurs. Les muscles  qui croisent cet axe entraînent une inclinaison homolatérale et une rotation controlatérale, les autres  entraînent une rotation homolatérale. La contraction bilatérale des muscles rotateurs étend le rachis  et stabilise la posture alors que leur contraction unilatérale incline et tord le rachis.        FIGURE 7. Schématisation des muscles haubans cervicaux postérieurs (à gauche) et antérolatéraux (à droite) : intermédiaires hauts (jaune), intermédiaires bas (vert), à distance ou périphériques (bleu) et profonds (rouge) (Adapté de Vital et al. 1995).         11 1.1.4.1. MUSCLES FLECHISSEURS Les muscles fléchisseurs de la tête et du cou sont situés à la partie antérieure (Figure 8 et Figure 9).  Le mouvement de  flexion débute et siège essentiellement dans  les articulations atlanto‐occipitales  dont  les muscles moteurs  sont  les muscles  sous‐occipitaux  antérieurs,  i.e.  le  longus  capitis  et  le  rectus capitis anterior minor et major. Au niveau du RCI, on retrouve les muscles longus colli (LC) et  rectus capitis anterior major. Ces muscles ainsi que les muscles scalenus anterior (ScaAnt) sont situés  dans  le  plan  profond  contre  le  rachis  cervical  et  recouverts  par  la  lame  prévertébrale  du  fascia  cervical. Le muscle scalenus antérieur nait des  tubercules antérieurs des processus  transverses des  vertèbres  cervicales C3 à C6 et  se  termine  sur  le  tubercule de  la 1ère  côte, en avant du  sillon de  l’artère subclavière. Il est oblique, en bas, en avant et latéralement. Lorsqu’il prend son point d’appui  sur  son  origine,  il  est  élévateur  de  1ère  et  2ème  côtes  donc  inspirateur  accessoire.  Lorsqu’il  se  contracte de  façon bilatérale  il est  fléchisseur et  fixateur du  rachis cervical. Ce muscle profond est  recouvert par  les muscles extrinsèques antérieurs du plan  intermédiaire,  les muscles suprahyoideus  et  les  muscles  infrahyoideus.  Les  muscles  suprahyoideus  sont  les  muscles  stylohyoideus,  geniohyoideus  et  mylohyoideus.  Les  muscles  infrahyoideus  sont  les  muscles  sternohyoideus,  homohyoideus, sternothyroideus et thyrohyoideus. Ces muscles ont une action dans la phonation et  la flexion cervicale contre résistance.   A la périphérie, on trouve deux muscles pairs compris dans la lame superficielle du fascia cervical. Le  platysma  qui  est  un muscle  cutané  et  le muscle  sternocleidomastoideus  (SCM)  qui  est  le muscle  fléchisseur principal du rachis cervical. Le SCM est un muscle large et puissant qui comprend 2 chefs,  sternal et claviculaire. Le chef sternal naît par un  long tendon sur  la face antérieure du manubrium  sternal et forme une  lame qui s’élargit et recouvre en partie le chef claviculaire. Le chef claviculaire  nait par un court tendon sur le tiers médial de la face supérieure de la clavicule. Le SCM s’insère sur  le pourtour postérieur du processus mastoïde de  l’os temporal, et sur  la moitié  latérale de  la  ligne  nucale supérieure. Lorsqu’il prend son point fixe sur son origine, il fléchit la tête, l’incline de son côté,  et imprime une rotation qui porte la face du côté opposé. Son action bilatérale et simultanée fléchit  la tête sur le cou. Lorsqu’il prend son point fixe sur sa terminaison, il devient inspirateur accessoire.        14 Bien  que  son  action  soit  encore mal  définie,  il  participe  à  l’extension,  à  la  rotation  homolatérale  (synergiste du SCM controlatéral) et à l'inclinaison homolatérale.  Le levator scapulae (LevScap) prend son insertion sur les petites saillies des processus transverses des  vertèbres  cervicales  C1  à  C4  et  se  termine  à  l'angle  supérieur  et  sur  la  partie  adjacente  du  bord  médial de la scapula. Il soulève la scapula et étend le rachis cervical.  Le scalenus medius (ScaMed) nait des tubercules postérieurs des processus transverses des vertèbres  cervicales  C2  à  C7  et  se  termine  sur  la  1ère  côte,  en  arrière  du  sillon  de  l’artère  subclavière.  Le  scalenus posterior  (ScaPost) naît des processus  transverses des  vertèbres  cervicales C4 à C6 et  se  termine sur  le bord supérieur de  la 2ème côte.  Ils sont obliques, en bas, en avant et  latéralement.  Lorsqu’ils prennent leur point d’appui sur leur origine ils sont élévateurs de 1ère et 2ème côtes, donc  inspirateurs  accessoires.  Lorsqu’ils prennent  appui  sur  leur  terminaison,  ils entraînent  l’inclinaison  homolatérale et la rotation controlatérale de la tête et lorsqu’ils se contractent de façon bilatérale ils  sont extenseurs et fixateurs du rachis cervical.    1.1.4.3. MUSCLES INCLINATEURS L'inclinaison  dans  le  rachis  cervical  inférieur  (RCI)  s’accompagne d’une  rotation homolatérale, par  conséquent  si  l'on  veut  obtenir  une  inclinaison  pure  du  segment  tête‐cou,  il  faut  une  rotation  controlatérale compensatoire au niveau du  rachis cervical  supérieur. Les muscles qui participent à  ces mouvements sont décrits dans le Tableau 3.      1.1.4.1. MUSCLES ROTATEURS Tout  comme  l’inclinaison, une  rotation du  rachis  cervical  inférieur  s’accompagne d’une  inclinaison  homolatérale. Par conséquent si  l'on veut obtenir une  rotation axiale pure du segment  tête‐cou,  il  faut une inclinaison controlatérale compensatoire au niveau du rachis cervical supérieur. Les muscles  participant à ces mouvements sont décrits dans le Tableau 4.                  15 TABLEAU  3. Muscles participant à l'inclinaison droite du segment tête-cou selon Kapandji (1996) et Vital et al. (1995)   MOUVEMENTS SEGMENTAIRES LORS D’UNE INCLINAISON PURE A DROITE MUSCLES IMPLIQUES RCI ILD Longus colli droit Splenius capitis droit SCM droit Trapezius Superior droit Levator Scapulae droit Scalenus droits Longissimus cervicis droit RCS ILD Rectus capitis posterior major droit Rectus capitis posterior minor droit Obliquus capitis superior droit Rectus capitis lateralis droit* longus capitis droit * Rectus capitis anterior droit* RAG compensatoire Rectus capitis posterior major gauche Obliquus gauche Obliquus capitis droit * l’action de flexion supplémentaire de ces trois muscles compense la composante d’extension du rachis cervical inférieur et l’action des muscles postérieurs sous occipitaux réalisant l’inclinaison droite à ce niveau. TABLEAU  4. Muscles participant à une rotation axiale droite du segment tête-cou selon Kapandji (1996) et Vital et al. (1995)   MOUVEMENTS SEGMENTAIRES EN ROTATION AXIALE DROITE MUSCLES IMPLIQUES RCI RAD SCM gauche TS gauche Splenius capitis droit Multifidus gauche longissimus capitis droit RCS RAD Obliquus droit Rectus capitis posterior major droit Obliquus capitis superior gauche ILG compensatoire Obliquus capitis superior gauche Rectus capitis lateralis gauche* Rectus capitis anterior minor gauche* * l’action de flexion supplémentaire de ces deux muscles compense la composante d’extension du rachis cervical inférieur et l’action des muscles postérieurs sous occipitaux réalisant la rotation droite à ce niveau.         16 1.1.5. BIOMECANIQUE MUSCULAIRE 1.1.5.1. MODELE DE HILL Classiquement  les relations caractéristiques de  la mécanique musculaire sont présentées en faisant  appel  à  une  modélisation  opérationnelle  de  la  géométrie  musculo‐squelettique  basée  sur  des  hypothèses  simplifiées.  Le modèle  préconisé  par  Hill  dès  1938,  assimile  le muscle  à  un  système  mécanique formé de trois composantes (Figure 11). Celui‐ci sert encore de base pour la réalisation et  l'interprétation de nombreuses expériences aussi bien sur le muscle isolé que sur le muscle in vivo.       FIGURE 11. Modèle mécanique à trois composantes, CC : Composante Contractile; CES : Composante Elastique Série; CEP : Composante Elastique Parallèle (d’après Shorten 1987).     La  composante  contractile  (CC)  correspond  anatomiquement  aux ponts  formés  entre  les  têtes de  myosine et  les filaments d’actine. Le pivotement de ces protéines contractiles permet  la conversion  de  l’énergie chimique en énergie mécanique grâce à  l’augmentation de  la capacité de  la myosine à  hydrolyser de l’ATP (adénosine tri‐phosphate) en présence d’actine. La CC est donc le générateur de  force du muscle, sa vitesse de raccourcissement dépend de la force développée par le muscle. Cette  composante contractile est placée en série avec un ressort non amorti appelé composante élastique  série. Celle‐ci est constituée de deux sous‐unités,  i.e. une sous‐unité active située anatomiquement  au niveau des ponts entre  les protéines  contractiles et une  sous unité passive  correspondant aux  tendons et au tissu conjonctif. Cette CES est surtout mise en jeu lorsque la CC est activée. Ces deux  précédentes  composantes  sont en parallèle avec  la  composante élastique parallèle  (CEP)  localisée  anatomiquement  au  niveau  des  enveloppes  musculaires  de  tissu  conjonctif,  du  périmysium  au  sarcolemme. La CEP, par sa tension passive, intervient uniquement lorsque la longueur du muscle est  supérieure à la longueur de repos L0.              19 Bras de levier  Séparément, la taille et le bras de levier d'un muscle fournissent des informations complémentaires  sur  la  capacité de production de  force ou de  couple de  force.  Le bras de  levier est  la plus  courte  distance entre  la  ligne d'action du muscle et  le centre de  l'articulation.  Il permet  la génération de  couples de force au niveau de l'articulation (Figure 14). Il détermine l'excursion du complexe muscle‐ tendon  (variation maximale de  la  longueur dans  laquelle  le muscle peut générer une  force active)  pendant la rotation de l'articulation.      FIGURE  14. Schématisation du bras de levier musculaire (BL) d'une articulation simple (cheville) (Maganaris et al. 1998).   Les  paramètres  tels  que  la  surface  de  section  (CSA),  le  volume,  la  longueur  des  fibres,  l'angle  de  pennation et le bras de levier, sont donc des mesures importantes pour évaluer la performance d'un  individu et comparer la capacité de production de force d'un muscle ou d'un groupe musculaire entre  différentes personnes (Edgerton et Roy 1991, Lieber 1993). Plus particulièrement,  l'estimation de  la  taille du muscle permet de déterminer en quoi des différences de force observées sont simplement  le résultat d'une différence du nombre ou de la production de force des sarcomères.    1.1.5.3. MESURES ANALOGUES IN VIVO L'étude  des  propriétés  mécaniques  du  muscle  humain  in  vivo  est  généralement  abordée  en  s'intéressant  à  des  mouvements  réalisés  volontairement.  Les  variables  mécaniques  sont  alors  mesurées  au  niveau  de  l'articulation  mobilisée  et  l'on  obtient  ainsi  des  relations  périphériques  (Figure  15).  Il  existe  plusieurs  tests  permettant  de  caractériser  la  CC  basés  sur  les  différentes  propriétés statiques et dynamiques du muscle en contraction. En effet  la capacité contractile d’un  muscle est représentée par sa force et sa vitesse de contraction à une  longueur du muscle donnée.  BL     20 Chez l’Homme, la longueur du muscle dépend de l’angle de l’articulation qu'il croise. Les articulations  étant communes à plusieurs muscles, d’un point de vue mécanique il est impossible de déterminer la  participation  relative  de  chacun  des muscles  à  partir  de  la mesure  de  la  force  externe.  La  force  externe  développée  par  le  groupe  considéré  est  alors  la  résultante  des  forces  individuelles  développées par chaque muscle du groupe. Les variables mécaniques étant mesurées au niveau du  segment  osseux  mobilisé,  on  obtient  la  relation  entre  le  couple  de  force  développé  et  l’angle  articulaire. La relation couple‐angle est le reflet périphérique des variations de force des muscles en  fonction de  leur  longueur et des variations de  leur bras de  levier  (Goubel et Lensel‐Corbeil 2003).  Pour tracer  la relation couple‐angle on répète  les mesures de couple de force  isométrique maximal  que  le  groupe musculaire  est  capable  de  développer  à  plusieurs  angles  donnés.  La  force  totale  mesurée  résulte alors de  la  force "active" générée par  les éléments contractiles qui se somment à  une force "passive" due à l'étirement de la composante élastique parallèle.  Les tests dynamiques permettent de tracer la relation couple‐vitesse angulaire relative à la capacité  des muscles à produire une  force en  fonction de  la vitesse de  raccourcissement  (concentrique) ou  d'allongement (excentrique) (Cabri 1991). Ce type de test est plus représentatif des évènements qui  se  déroulent  réellement  au  niveau musculaire  au  cours  d’un mouvement  balistique  (Bosco  et  al.  1983). On évalue ainsi le couple de force maximal développé en isocinétique, i.e. à vitesse angulaire  constante. Le principe de ce test est d’obtenir une contraction maximale volontaire pour une vitesse  et  un  débattement  angulaire  déterminés.  Les  relations  couple‐vitesse  angulaire  en  concentrique  montrent  toutes  une  décroissance  non  linéaire  du  couple  en  fonction  de  l’augmentation  de  la  vitesse,  contrairement  à  l'excentrique  où  le  couple  de  force  ne  semble  pas  dépendre  systématiquement de la vitesse pour des sujets sédentaires non entraînés à ce mode de contraction  (Kellis et Baltzopoulos 1995).      FIGURE 15. Exemple de relation force-longueur (A) et force-vitesse (B) du muscle in vitro et influence de la surface de la section physiologique du muscle (PCSA) sur sa capacité de production de force (Lieber et Friden 2000)       21 1.1.6. ACTIVATION NERVEUSE 1.1.6.1. CONDUCTION DU MESSAGE NERVEUX Les muscles  striés  squelettiques  sont  subordonnés  au  système  nerveux.  Ils  sont  innervés  par  des  motoneurones qui reçoivent leurs informations du système nerveux central. Une unité motrice (UM)  est  l'ensemble  constitué  par  un motoneurone  et  toutes  les  fibres musculaires  innervées  par  les  ramifications de son axone. L'unité motrice est l'unité fonctionnelle de la contraction. Le nombre de  fibres musculaires contenues dans une unité motrice varie avec la taille du muscle et avec la finesse  d'action  de  celui‐ci,  leur  répartition  est  plus  ou moins  aléatoire  dans  l'ensemble  du muscle.  Ce  nombre est ainsi lié au rôle fonctionnel du muscle et à la capacité fonctionnelle de ces fibres, dont la  contraction peut être lente ou rapide. Les unités motrices du muscle squelettique sont normalement  activées par leur propre motoneurone. Au voisinage de la région médiane des fibres musculaires, les  ramifications  axoniques  d'un  motoneurone  forment  une  jonction  neuromusculaire.  L'arrivée  du  potentiel  d'action  au  niveau  de  la  terminaison  nerveuse  libère  un  médiateur  chimique,  l'acétylcholine,  qui  induit  la  formation  de  "courants  de  plaque"  dont  la  sommation  spatiale  et  temporelle  provoque  une  excitation  supraliminaire  entraînant  un  potentiel  d'action  (PA)  qui  se  propage le long du sarcolemme de toutes les fibres musculaires. Le PA se propage rapidement le long  des tubules T vers la profondeur de la fibre musculaire où il provoque une libération de calcium par  les tubules longitudinaux avoisinants. L'augmentation de la concentration en calcium va permettre le  couplage  excitation‐contraction  du muscle.  C'est  le  glissement  des  filaments  de myosine  sur  les  filaments  d'actine  au  niveau  des  sarcomères  qui  conduit  à  la  contraction  (raccourcissement)  du  muscle. L'unité motrice obéit à  la  loi du tout ou rien,  i.e. seule une stimulation efficace portée par  l'intermédiaire  du motoneurone  détermine  un  PA  au  niveau  de  l'unité motrice  dont  les  fibres  se  contractent de façon maximale. En outre, la force développée par le muscle dépend principalement  du nombre d'unités motrices recrutées et de  la fréquence de décharge de  l'acétylcholine au niveau  de la jonction neuromusculaire dont résulte le degré de fusion des contractions unitaires (Figure 16).        24 1.1.6.3. LIMITES METHODOLOGIQUES Une des raisons principales qui conduit à traiter le signal EMG brut est de le rendre plus propice à la  compréhension  des  caractéristiques  structurales  et  fonctionnelles  du  système  neuromusculaire.  L'utilisation  et  l'interprétation  des  transformations  apportées  au  signal  brut  ont  souvent  prêté  à  confusion et ont été largement discutées dans la littérature (pour revue voire Farina et al. 2004). En  effet, il existe plusieurs limites à l'utilisation de l'EMG de surface. Tout d'abord, étant donné qu'on se  trouve à la surface du muscle, le signal recueilli va dépendre du volume conducteur des électrodes et  n'est  donc  représentatif  que  de  ce  qui  se  passe  dans  une  petite  partie  du muscle  et  peu  être  surestimé  par  l'activité  de  muscles  adjacents  (crosstalk).  De  même,  ce  signal  ne  rend  compte  principalement  que  de  l'activité  des  fibres  superficielles.  De  plus,  ce  signal  dépend  de  plusieurs  paramètres  dont  la  localisation  et  l'orientation  des  électrodes,  la  distance  inter‐électrode  et  l'impédance peau‐électrode. L'énergie totale du signal est généralement sous‐estimée au niveau des  zones d'innervation et tendineuses. La  localisation des électrodes a donc une  influence significative  sur les estimateurs des paramètres EMG. La forme et la taille d'une électrode détermine son volume  de  détection.  La  forme,  la  taille,  la  distance  inter‐électrodes  et  la  configuration  des  électrodes  conditionnent donc  les propriétés du  signal mesuré et  les  informations que  l'on peut en  tirer. Par  ailleurs,  il  existe  plusieurs  sources  de  bruit  ambiant  (50 Hz)  et  bruit  des  capteurs.  Ce  dernier  est  généré  à  l'interface électrode/peau et  influence  les propriétés du  signal mesuré, particulièrement  dans le domaine spectral.   L'EMG de surface est donc une technique permettant de rendre compte du niveau d'activation d'un  muscle  et  qui  a  l'avantage  d'être  non‐invasive  et  facile  à  mettre  en  œuvre.  Néanmoins,  il  est  nécessaire  de  prendre  des  précautions  quant  à  l'interprétation  des  résultats  étant  donné  les  nombreux facteurs influençant les mesures.        25 1.2. VOL & FACTEUR DE CHARGE  En aéronautique, le facteur de charge est le rapport entre la charge totale supportée par la structure  d’un  appareil et  le poids  réel de  cet  appareil exprimé en G.  En  vol,  l’avion et donc  le pilote  sont  soumis  à  des  accélérations  linéaires  et  angulaires.  La  valeur  G  de  l’accélération  correspond  à  l’accélération  appliquée  par  g,  où  g  est  la  constante  gravitationnelle  égale  à  9.81 m.s‐².  En  vol  rectiligne à vitesse constante le facteur de charge est égal à 1 G. Les accélérations (G), selon la loi de  Newton, produisent donc des  forces  inertielles qui dépendent de  l'amplitude et de  la direction de  l’accélération ainsi que de la masse de l’objet accéléré (Figure 18). Lorsque les pilotes sont assis dans  l’avion,  l’axe  x  est dirigé  antéropostérieurement  (poitrine‐dos),  l’axe  y  est dirigé  latéralement  (de  gauche  à  droite)  et  l’axe Gz  est  dirigé  dans  l’axe  du  corps  (tête‐pied).  Les  forces  agissant  sur  la  colonne cervicale pendant le vol peuvent être divisées en différentes composantes qui résultent des  forces d’accélération et de vibration présentes dans le cockpit (Coakwell et al. 2004).   Les avions de haute performance disponibles de nos  jours  impliquent de  forts  facteurs de  charge  occasionnellement supérieurs à +9 Gz avec des variations temporelles ou  'jolt' allant  jusqu'à 8 G.s‐1  (données de  l'avion "Rafale"). Si l’on considère que la tête pèse entre 3,5 et 5 kg et le casque entre  1,8 et 2,2 kg, à +9 Gz  le poids supporté par  la colonne cervicale sera entre 48 et 65 kg en position  verticale.     FIGURE 18. Principales forces (F), vitesse (V) et accélération(Г) agissant sur l'avion en vol (à gauche) et orientation des axes par rapport au pilote (à droite).   V(Av/Sol) Fa = - m Γ Γ(Av/Sol) mg Gz F(air/Av)     26 1.3. INFLUENCE DU TYPE DE MISSION ET DU MATERIEL 1.3.1. PERFORMANCES DE L'AVION L’avion de chasse, utilisé en tant que moyen offensif, est devenu une composante essentielle de  la  stratégie militaire à partir de  la seconde guerre mondiale. Tous  les conflits survenus depuis ont vu  l’aviation  militaire  jouer  un  rôle  d’autant  plus  important  que  les  performances  des  avions  ont  considérablement augmenté pour assurer leur supériorité sur l’avion adverse. Il s'avère, néanmoins,  que  les  évolutions  technologiques  des  avions  de  chasse  (moteurs,  matériaux,  technologie  embarquée,  système de communication et  système d’arme)  se  soient  souvent  faites au détriment  des  personnels  navigants.  En  effet,  la  conception  d’avions  extrêmement manœuvrables  pose  le  problème  de  la  charge  imposée,  par  les  performances  de  l'avion,  au  pilote.  Afin  d’optimiser  les  limites de tolérance physique du pilote, les sièges des nouveaux avions ont été inclinés de 30° et de  nouveaux équipements  tels que  les  combinaisons  "anti‐G"  sont  apparus associées à des exercices  appelés "manœuvres anti‐G" afin de diminuer les troubles cardiovasculaires. Ces aménagements ont  permis  d’améliorer  les  conditions  de  vol  des  pilotes, mais  surtout,  de  repousser  leurs  limites  de  tolérance physiologiques afin de mieux s’adapter aux nouvelles performances des avions de chasse.     1.3.2. MATERIEL EMBARQUE L’évolution  du  type  de mission  généré  par  l'augmentation  des  possibilités  de  l'avion,  impose  aux  pilotes  l’utilisation  de  nouveaux matériels  engendrant  de  nouvelles  contraintes,  tant  sur  le  plan  cognitif que biomécanique. En effet,  le rôle premier du casque pour  les pilotes était une protection  contre  les chocs principalement à  l’éjection. Ce rôle de protection s’est ensuite étendu aux yeux et  aux oreilles et au‐delà, le casque permet au pilote de communiquer avec le sol ou d’autres appareils.  De ce fait,  le poids du casque est passé de 0,5 kg à 1,5 kg. De nos  jours,  le casque est devenu une  véritable  plateforme  technologique  sur  laquelle  viennent  se  greffer  des  dispositifs  principalement  visuels tels que les jumelles de vision nocturne (JVN), des viseurs de casque (VdC) ainsi que différents  masques  (oxygène,  anti‐bactériologiques).  Cette  nouvelle  génération  de  dispositifs,  bien  que  donnant  au  pilote  un  avantage  tactique  évident,  augmente  le  décentrage  du  centre  gravité  et  la  masse  totale du  casque  jusqu’à 2.5 kg. Ce déséquilibre engendre une  sollicitation plus  importante  des  muscles  du  rachis  cervical  impliqué  dans  l’ajustement  postural  du  segment  tête‐cou  pour  conserver  l’horizontalité  du  regard.  L'utilisation  de  ses  dispositifs  implique  également  une  mobilisation plus  importante de  l’ensemble  tête–cou du pilote pour balayer  l'espace  visuel,  tâche  assurée classiquement par la mobilité des yeux. En effet, les JVN induisent une restriction du champ      29 vol maintenues à +7 Gz. Pendant ces phases de vol, ces auteurs remarquent également que l'activité  basale des ES cervicaux augmente avec l'angle de flexion‐extension et de rotation de la tête.  En  effet,  de même  que  le  facteur  de  charge,  la  position  de  la  tête  semble  être  un  facteur  de  contraintes  important  au niveau du  segment  tête‐cou  (Hamalainen et Vanharanta 1992, Green et  Brown  2004).  Le  secteur  angulaire  le moins  visible  pour  les  pilotes  est  l’arrière  de  l’avion  ("six"  position), ceux‐ci sont alors contraints de tourner la tête au maximum pour regarder derrière ("check  six") et souvent sous accélérations ce qui  favorise  la survenue des  lésions notamment musculaires.  Green et Brown (2004) rapportent que la tête du pilote est en moyenne 67% du temps déviée de sa  position neutre, et majoritairement dans une position d'extension  (30%) ou d'extension +  rotation  (30%), la rotation pure étant plus rare (8%). De plus, les auteurs remarquent que les pilotes placent  leur tête dans des positions d'extension extrêmes à facteur de charge élevé et plus modérées lorsque  celui‐ci diminue. L'activité musculaire associée à ces mouvements varie entre 40 et 80% de  la MVC  pour les ES au cours des mouvements d'extension de la tête et entre 30 et 80% de la MVC pour les  SCM correspondant aux mouvements de rotation pure et/ou associée à l'extension.  Par  ailleurs,  les  accélérations  ne  sont  pas  les  seuls  facteurs  de  perturbation  en  vol,  le  'jolt'  joue  également un rôle  important. Une étude en centrifugeuse sur des pilotes de chasse (Maugey 1993)  montre qu'en dessous de 0,5 Gz.s‐1, l'augmentation du 'jolt' induit une augmentation asynchrone de  l'activité EMG des muscles SCM, SplCap et TS. Au‐delà de 0,6 Gz/s, les pilotes ont tendance à activer  tous  leurs muscles  en même  temps  en  réponse  à  la  contrainte.  Cet  auteur met  également  en  évidence des temps de latence d'environ 2 s entre l'application de la contrainte (accélération) même  brutale  et  la  réponse  EMG  musculaire  maximale.  Cette  réponse  varie  en  fonction  des  groupes  musculaires,  elle  est  inférieure  pour  les  muscles  TS,  par  rapport  aux  fléchisseurs  (SCM)  et  aux  extenseurs  (SplCap).  Le  "jolt"  contribue  donc  également  aux  niveaux  de  recrutement  élevés  des  muscles cervicaux en vol et dans la survenue de mouvements involontaires de la tête dus au manque  d'anticipation des pilotes et notamment du navigateur qui n'est pas aux commandes.    1.4.1.2. ACTIVITE EMG ET MATERIEL L’ajout de masse  sur  le  casque déporté  vers  l’avant  va  augmenter  le bras de  levier du  casque en  flexion  au  niveau  du  segment  tête‐cou.  Cette  composante  va  s’ajouter  à  la  charge  de  travail  des  muscles postérieurs dans  le contrôle des mouvements de  tête. Dans  leur étude, Hamalainen et al.  (1993) expérimentent l'effet du poids du casque sur l'activité des muscles erector spinae cervicaux et  concluent que la position de la tête en vol a une influence plus importante que le poids du casque en  lui‐même sur  la contrainte appliquée aux muscles du cou et notamment si  la tête est déviée de sa  position neutre. En effet, à +7 Gz en position neutre stabilisée l'activité des muscles ES s'élève à 20%      30 de  la MVC pour  le  casque  le plus  lourd et 17% de  la MVC pour  le plus  léger, alors qu'elle monte  respectivement jusqu'à 73% et 59% de la MVC au cours de mouvements d'extension de la tête à +4  Gz.   Il est clairement établi que le vol sous facteur de charge est une activité sollicitante correspondant à  des  niveaux  de  contraction  élevés  et  répétés  au  cours  de  l'augmentation  du  facteur  de  charge  lorsque  le pilote doit stabiliser sa  tête dans  la position désirée.  Il est classiquement  remarqué que  certains pilotes sont amenés à utiliser différentes stratégies de mouvement et de positionnement de  tête  sous accélération afin de diminuer  la charge  supportée par  le  rachis cervical. Certains d'entre  eux  positionnent  leur  tête  avant  d'engager  un  virage,  d'autres  se  servent  de  la  verrière  ou  de  l'appuie‐tête  comme point d'appui pour  tourner  la  tête  lorsque  le  facteur de  charge devient  trop  élevé (Newman 1997a).    1.4.2. CONTRAINTES OSTEOARTICULAIRES Les moments d’inertie exercés sur le rachis cervical induisent également des forces importantes sur  les vertèbres cervicales (Figure 20). Les forces positives et négatives en x ont pour conséquence des  moments  d’inclinaison  autour  de  l’axe  y  (i.e.  flexion‐extension)  et  des  cisaillements  dans  le  plan  transversal  (Yoganandan et Pintar 1997). Du  fait de  la  fréquence et de  l'intensité des virages et du  roulis  en  vol,  des  accélérations  positives  et  négatives  en Gy  apparaissent.  Celles‐ci  induisent  des  moments d’inclinaison autour de l'axe x (i.e. inclinaison latérale) ainsi que des forces de cisaillement  en y, bien qu’aucune étude ne rapporte leurs effets. Ce sont les forces agissant sur l’axe z qui sont les  plus délétères pour le rachis cervical. Les forces positives en z agissent en compression sur la colonne  vertébrale  ainsi qu’en  cisaillement  à  chaque  étage  cervical de par  l’orientation des  vertèbres.  Les  forces de  cisaillement  sont aussi associées aux mouvements du  segment  tête‐cou  (Moroney et al.  1988) et augmentent lorsque les accélérations se produisent simultanément dans plus d’un plan.      FIGURE 20. Principales contraintes induites par les accélérations sur la colonne cervicale (McElhaney et al. 1983).  COMPRESSION TRACTION CISAILLEMENT     31 Ces  forces  de  cisaillement  au  niveau  du  rachis  cervical  sont  contrebalancées  par  les  connections  entre  les  corps  vertébraux  et  l’action  des  ligaments,  des  tendons  et  des muscles.  Les  lésions  au  niveau de ces structures peuvent résulter de ces seules forces de cisaillement (Newman 1997b).  Les  vibrations,  définies  comme  "toutes  les  perturbations  soutenues, mécaniques  et  oscillatoires  perçues  par  un  sens  autre  que  l’ouïe",  peuvent  être  considérées  comme  une  catégorie  spéciale  d’accélérations, dans  lesquelles  les  vecteurs  force  sont  répétitivement  et  rapidement  changeants.  Elles mènent  donc  aussi  à  des  forces  de  compression,  traction  et  de  cisaillement  sur  la  colonne  vertébrale. Même si les vibrations sont surtout effectives dans les hélicoptères, comparés aux avions  de  chasse,  l’atténuation  de  leurs  effets  semble  jouer  un  rôle  important  dans  la  diminution  de  la  prévalence de la chronicité des lésions du rachis cervical chez les pilotes.  L'inclinaison  du  siège  a  également  un  effet  sur  la  distribution  des  contraintes  induites  par  les  accélérations  sur  la  colonne  cervicale. Dans  l'avion,  l'inclinaison  légère du  siège  vers  l'arrière  (34°  dans  le Rafale) requiert une  flexion supplémentaire d'environ 15° de  la tête du pilote pour assurer  l'horizontalité  du  regard.  Cette  flexion  favorise  le  positionnement  de  la  tête  à  des  amplitudes  extrêmes ayant pour conséquence une multiplication de la pression au niveau de C7 – T1 par rapport  à  une  position  neutre  du  segment  tête‐cou  (Harms‐Ringdahl  et  al.  1986).  De  plus,  la  flexion  du  segment  tête‐cou  induit une diminution de  la  lordose du  rachis  cervical qui  semble  jouer un  rôle  important dans la stabilisation de la tête lorsque la contrainte axiale augmente, et majore les forces  de  compression  sur  la  colonne  vertébrale. Une  étude  in  vivo  sur  l'homme par  reconstruction des  vertèbres  cervicales à partir de  radiologies basse dose 2 dimensions  (système EOS®) a montré  les  répercussions de la modification des caractéristiques inertielles des casques sur la statique cervicale  (Bernier‐Chavary  2007).  Les  résultats  montrent  une  modification  de  cette  statique  et  plus  précisément  une  diminution  de  la  lordose  cervicale  lorsqu’une masse  de  650g  est  ajoutée  sur  le  devant du casque (poids simulant les JVN).  L'altération de la statique cervicale va donc avoir pour conséquence une augmentation de la pression  au niveau des disques cervicaux associée à une sollicitation musculaire accrue. L'ajout de masse sur  le casque et la position fléchie de la tête pourrait alors être des facteurs d'aggravation de la survenue  des lésions dégénératives chroniques au niveau du rachis cervical.              34 traduisent  principalement  par  des  fractures  et/ou  des  dislocations  du  corps  vertébral  (Andersen  1988,  Schall 1989, Kazarian  et  al. 1979)  et des hernies discales  avec une protusion du noyau des  disques C5‐C6 ou C6‐C7  (Schall 1989, Hamalainen et al. 1994b). D’autres  lésions moins sévères ont  également été rapportées touchant les ligaments inter‐épineux en C5‐C6 et C6‐C7 et les muscles du  rachis cervical (Andersen 1988). La plupart des lésions aigües ont été signalées chez des pilotes ayant  dû  s’éjecter. Néanmoins,  ce  type  de  choc  lié  à  l’éjection  reste  exceptionnel  dans  la  carrière  d’un  pilote, par exemple sur notre population de 20 pilotes d'essais, âgés de 34 à 50 ans, seuls 2 d'entre  eux s'étaient déjà éjectés au cours de leur carrière.    1.6.2. LESIONS CHRONIQUES Il est difficile de déterminer  les causes exactes des dégénérescences observées chez  les pilotes de  chasse  étant  donné  qu'ils  ne  sont  pas  soumis  à  des  examens  radiologiques  réguliers. A  partir  de  questionnaires envoyés aux pilotes concernant les douleurs cervicales relatives aux vols à fort facteur  de charge (type combat aérien), certains auteurs ont rapporté une majorité de dysfonctions de type  contractures ou simplement des douleurs musculaires qui disparaissent au bout de quelques heures  voire  quelques  jours  (Yacavone  et  Bason  1992,  Kikukawa  et  al.  1995).  Il  a  été  suggéré  que  la  répétition de microtraumatismes, touchant les tissus mous du rachis cervical, altérerait leur capacité  à exercer  leur  rôle de maintien et de protection de  la colonne cervicale exposant  les pilotes à des  lésions cervicales plus  fréquentes et plus graves  (Coakwell et al.2004).  Il n'existe pas de définition  universelle pour distinguer une lésion mineure d'une lésion majeure au niveau du rachis cervical. Les  lésions mineures du rachis cervical sont essentiellement celles où il n'y a pas de fracture ou celles où  les  fractures n'apparaissent pas  franchement. Par défaut, ces  lésions  sont classées en  "lésions des  tissus mous", ce terme  implique que  les os ne sont pas atteints et que  les structures atteintes sont  soit les muscles, soit les ligaments (Bogduk et Yoganandan 2001).  La majorité des lésions dégénératives chroniques apparaissent au niveau du rachis cervical inférieur  entre C3 et C7 et plus particulièrement sur les disques entre C4‐C5 et C5‐C6. Ces vertèbres cervicales  étant  reconnues  comme  les plus mobiles,  si  la  contrainte  augmente  elles  vont  être  sensibles  à  la  déformation  et  au  désalignement  et  donc  au  risque  traumatique.  L'analyse  morphologique  par  radiographies  de  rachis  cervical  de  pilotes  "sains"  réalisées  à  2  ans  d’intervalle  montrent  une  augmentation  significative  des  ostéophytes  autour  des  vertèbres  C5  et  C6  et  un  écrasement  des  disques  en C4‐C5  et C5‐C6  (Hendriksen  et Holewijn 1999).  En  comparant  les  clichés  IRM de deux  groupes de pilotes asymptomatiques  l’un expérimenté,  l’autre moins et d’un groupe de sujets non‐ pilotes,  Petrin‐Mallmin  et  Linder  (1999)  révèlent  une  importante  proportion  de  formation      35 ostéophytaire,  de  protusion  discale,  de  hernie  et  de  compression  du  canal  rachidien  à  plusieurs  niveaux de la colonne cervicale sur les clichés des pilotes expérimentés par rapport aux autres sujets.  Le même  constat est  fait par Hamalainen et al.  (1993a) qui observent une  forte occurrence à des  degrés de dégénérescence plus élevé des disques cervicaux, notamment C3 et C4, chez les pilotes par  rapport aux contrôles cervicalgiques d'âge et d'histoire identiques (i.e. douleurs dans les 12 mois).     L'étude prospective sur les douleurs cervicales à partir de questionnaires suite à la campagne d'essai  d'un prototype casque avec viseur intégré en vol sur Mirage 2000 et Rafale ayant initiée ce travail de  thèse, révèle que 65% des pilotes ont ressenti des douleurs au niveau du rachis cervical en vol avec  pour 73% d'entre eux des irradiations dans le dos, les épaules ou les bras. Chaque pilote a réalisé, en  moyenne, 17 vols avec ce casque  (de 3 à 40h cumulées),  rapportant une  intensité de douleurs en  moyenne de 4,4  (allant de 2 à 6) mesurée sur une échelle de 0  (pas de douleur) à 6  (douleur  très  violente), avec   un effet cumulatif des vols sur  la survenue des douleurs  (7ème heures de vol). Les  données  des  questionnaires montrent  également  une  persistance  des  symptômes  pour  71%  des  pilotes juste après les vols (demi‐journée) et pendant plusieurs mois (3 mois en moyenne) avec une  intensité moyenne de 3.1 (de 1 à 5). De plus, ceux‐ci rapporte à 59% un impact de ces douleurs sur  leur efficacité opérationnelle et de façon importante (arrêt des manœuvres) pour 41% d'entre eux.  Il parait alors  important de mieux appréhender  les conséquences de ces nouveaux matériels sur  le  comportement biomécanique du rachis cervical, et de quantifier les risques physiologiques associés.  Ceci est d'autant plus vrai si l'on s'intéresse à l'influence de la féminisation du personnel navigant au  sein des escadrons de chasse.          36 2. ANALYSE CINEMATIQUE 3D DU SEGMENT TETE-COU 2.1. DISPOSITIFS DE MESURE  De nombreux auteurs ont étudié la physiologie articulaire du rachis cervical par des mesures in vitro  et  in  vivo  à  l’aide  de  diverses méthodologies  (Kapandji  1996, Dvir  et  Prushansky  2000,  Ishii  et  al  2004a, 200b, 2006, Lee et al. 2004). On constate une grande disparité des résultats publiés due tant à  l’importance  des  variations  interindividuelles  qu’à  l’imprécision  des moyens  de mesures  et  à  la  variabilité des protocoles d’analyses ou d’interprétation. Il est en effet difficile d’évaluer  la mobilité  stricte du rachis cervical, car lors d’un mouvement volontaire de la tête, le mouvement concerne non  seulement  la  tête,  le  rachis  cervical  mais  également  le  rachis  dorsal  supérieur  de  manière  automatique.  Les études sur des sujets post‐mortem sont intéressantes pour décrire la géométrie des segments et  établir la façon dont ils doivent être étudiés et mesurés in vivo. En revanche, elles sont relativement  artificielles  et  ne  reflètent  que  partiellement  la  cinématique  des  articulations  ne  prenant  pas  en  compte  l'influence des structures "vivantes", en particulier des muscles. Depuis  les années 90 et  la  conception  d’instruments  de  mesures  validés  ou  en  cours  d’évaluation,  des  méthodes  précises  mesurant  les mouvements du  rachis cervical dans  son ensemble ou de  façon  segmentaire ont été  rapportées dans  la  littérature. Ces études utilisent  la cinéradiologie  (Van Mameren et al. 1990),  les  rayons X biplanaires (Mimura et al. 1989), et le scanner (« CT scan ») (Dvorak et al. 1987, Penning et  Wilmink  1987)  pour  étudier  la  cinématique  des  différentes  vertèbres  cervicale  au  cours  des  mouvements.  Plus récemment, des appareils non invasifs d’analyse du mouvement en 3 dimensions sont apparus,  permettant  une  évaluation  des  amplitudes  actives  ou  passives  du  rachis  cervical  à  l’aide  d’électrogoniomètres  (Feipel et al. 1999), de  réflecteurs  lumineux  (système Elite©,  (Ferrario et al.  2002) ou d’ultra‐sons (système Zebris©, Dvir et Prushansky 2000). Dvir et Prushansky (2000) sont les  premiers à utiliser et valider  le système Zebris© pour étudier  la mobilité du segment tête cou. Cet  outil de mesure cinématique présente notamment l’avantage d’être rapide à mettre en œuvre.          39 Un des principaux inconvénients de l’évaluation de la mobilité in vivo est la définition de la position  de  référence. Classiquement définie  comme  la position anatomique de  référence, pourtant aucun  consensus n’existe actuellement  sur  la  façon de  la  contrôler  voire de  la définir d’un point de  vue  opérationnel. Dans la plupart des études, les sujets doivent adopter une position neutre choisie par  leur soin qu’ils doivent conserver tout au long de l’expérimentation comme référence initiale (Castro  et al. 2000, Armstrong et al. 2005, Demaille‐Wlodyka et al. 2007). Seuls quelques auteurs ajustent  cette  position  en  utilisant  des  repères  anatomiques  ou  un  référentiel  externe  (niveau  à  bulle,  (McClure et al. 1998, Ordway et al. 1997) voire un inclinomètre (Youdas et al. 1992). A ce jour, peu de  travaux  ont  examiné  la  reproductibilité  de  la  position  neutre  et  rapportent  des  résultats  contradictoires (bonne vs. mauvaise reproductibilité; Christensen et al. 1999, Zachman et al. 1989).  Certains auteurs préconisent même d’estimer cette variabilité à se repositionner en position neutre  comme  un  indicateur  de  l’état  proprioceptif  du  rachis  cervical  (Loudon  et  al.  1997).  Ce  biais  expérimental peut expliquer la variabilité des résultats lorsque les amplitudes tiennent compte de la  direction  du  mouvement  (droite  vs.  gauche,  avant  vs.  arrière).  Walmsley  et  al.  (1996)  et  plus  récemment  Edmondston  et  al.  (2005)  ont montré  que  la  position  initiale  de  la  jonction  crânio‐ cervicale (crâne ‐ C1/C2) avait une influence considérable sur la mobilité 3D du segment tête‐cou lors  de rotation ou d’inclinaison latérale actives. Par exemple, une position préalable de protraction ou de  rétraction de la tête ‐ correspondant respectivement à une avancée ou un recul maximal du menton,  le regard horizontal ‐ diminue l’amplitude des mouvements principaux   dans  tous  les  plans  et  modifie  quantitativement  et  qualitativement  le  comportement  des  mouvements couplés (Walmsley et al. 1996, Edmondston et al. 2005).  Toutefois,  contrairement  à  la  plupart  des  autres  méthodes,  les  mouvements  enregistrés  ne  dépendent pas du positionnement des capteurs mais plutôt d’un système de coordonnées issues de  repères anatomiques bien établis, et de fait ne sont pas influencés par la posture du sujet.          40 2.3. MODIFICATIONS DE LA MOBILITE ACTIVE 2.3.1. AGE ET GENRE Les  résultats  de  la  littérature montrent  que  le  niveau  de mobilité  du  rachis  cervical  décroît  de  manière significative avec  l’âge et qu’il y a un effet sexe dans  le plan sagittal  (flexion extension) et  dans  le plan coronal (inclinaison  latérale) avec des amplitudes de mouvements supérieures chez  les  femmes  par  rapport  aux  hommes.  Il  n’y  a  pas  d’effet  sexe  pour  les  rotations  axiales. Wlodyka‐ Demaille et al.  (2007) montrent, sur une population de 232 sujets  testés avec  le système Zebris©,  une  altération  des  amplitudes  de  mouvements  avec  l'âge  indépendante  du  sexe.  De  plus,  les  différences d'amplitude de mouvement  semblent  liées aux paramètres morphologiques des  sujets  (Trott et al. 1996, Feipel et al. 1999, Castro et al. 2000, Malmstrom et al. 2006). Feipel et al. (1999)  sur 250 sujets (14 à 70 ans) ont montré une diminution significative des amplitudes actives à  l’aide  d’un  électrogoniomètre  (CA  6000  Spine  Motion  Analyzer)  dans  les  3  plans  des  mouvements  principaux mais pas des mouvements couplés. Trott et al. (1996) sur 120 sujets (20 à 59 ans) utilisant  un  appareil  électromagnétique  (Fastrak)  indiquent  en  revanche  une  diminution  des mouvements  couplés avec l’âge mais pas de la direction. Récemment, Malmstrom et al. (2006) sur 120 sujets (20 à  89  ans) montrent  que  l’âge  a  un  effet  significatif  sur  les  amplitudes  des mouvements  principaux  excepté en flexion (Tableau 5) qui diminue entre 5.9 et 3.3° par décade mais également sur celles des  mouvements couplés (Tableau 6) notamment lors de la rotation et l’inclinaison latérale du segment  tête‐cou. Par exemple,  lors de  la  rotation droite,  l’amplitude du mouvement d’inclinaison  couplée  diminue avec l’âge et devient controlatérale  pour les plus âgés (70‐79 ans). Wlodyka‐Demaille et al.  (2007) rapportent que la capacité à se repositionner n’est cependant pas altérée avec l’âge.      41 TABLEAU  5. Principaux résultats sur les niveaux d'amplitudes du rachis cervical mesuré à l’aide du système Zebris®.   AUTEURS SUJETS AGE (ANNEE) AMPLITUDES (± SD) (°) PROTOCOLE Dvir et Prushansky 2000 22 F 3 H 26 - 48 F : 60 (13) E : 62 (19) ILD : 42 (11) ILG : 41 (9) RD : 68 (8) RG : 75 (9) 3 répétitions avec repos William et al. 2000 86 F 71 H 20 - 29 30 - 39 40 - 49 50 - 59 60 - 69 70 - 79 > 80 Femmes Hommes Mesures d'amplitudes totales F+E IL R F+E IL R 152 141 125 124 117 121 98 160 150 142 139 126 134 113 89 86 77 69 68 70 50 149 135 129 116 109 102 161 155 141 145 136 121 92 88 74 70 65 47 Lee et al. 2003 9 F 11 H 18 - 30 F : 53 E : 75 ILD : 38 ILG : 39 RD : 65 RG : 63 Wang et al 2004 40 40 20 - 30 40 - 65 F E ILD ILG RD RG 5 répétitions avec repos 75 65 53 54 39 35 38 37 63 65 65 69 Strimpakos et al. 2005 18 F 17 H 19 - 63 F+E : 149 IL : 106 R : 172 3 répétitions F+repos+E ILD+repos+ILG RG+repos+RD Malmström et al. 2006 60 F 60 H 20 - 29 30 - 39 40 - 49 50 - 59 60 - 69 70 - 79 F E ILD ILG RD RG 4 répétitions avec recherche de positions maximales 71 72 69 69 66 64 74 67 60 58 49 38 47 40 37 38 33 26 47 43 38 40 31 28 79 78 74 74 65 63 81 77 74 75 68 59   TABLEAU  6. Principaux résultats selon Malmström et al. (2006) sur les amplitudes des mouvements couplés en fonction du mouvement principal et de l’âge (rose = femme, bleu = homme, blanc = commun). Mesures réalisées à l’aide du système Zebris ® et exprimées en degré.  MOUVEMENT PRINCIPAL MOUVEMENTS COUPLES ÂGE 20-29 30-39 40-49 50-59 60-69 70-79 Flexion Rotation -0,6 -1,2 -1,6 -1,4 -0,7 -1,0 IL -0,6 0,2 0,3 -0,9 -0,5 2,5 Extension Rotation 1,7 0,9 1,6 0,4 -0,3 1,7 IL -0,3 -1,3 1,2 0,9 1,4 -1,4 Rotation droite F – E -4,3 -4,0 -6,5 -4,9 -1,8 -4,5 IL 6,2 6,8 5,5 0,3 5,1 -8,7 8,3 6,2 6,2 7,9 8,1 -0,5 Rotation gauche F – E -0,8 -2,7 -3,3 -3,8 -0,8 -4,4 IL -11,6 -8,3 -7,9 -7,4 -7,1 7,0 -9,1 -12,7 -10,5 -7,2 -9,3 -3,2 Inclinaison latérale droite F – E 2,9 3,2 6,1 5,6 4,5 -3,2 Rotation 2,4 5,0 3,2 4,1 6,4 12,6 Inclinaison latérale gauche F – E 2,6 1,1 4,3 4,6 3,5 -7,2 Rotation -4,8 -5,3 -2,1 -5,4 -14,0 -9,1         44 3. CAPACITE DE PRODUCTION DE FORCE DU SEGMENT TETE-COU 3.1. RELATION COUPLE-ANGLE DU RACHIS CERVICAL 3.1.1. ERGOMETRIE Le  besoin  de  développer  des méthodes  objectives  pour  déterminer  la  force musculaire  est  une  grande préoccupation dans le domaine de la biomécanique, de la physiologie et de la réadaptation.  Des  techniques  d'évaluation  fiables  et  reproductibles  sont  indispensables  à  l'interprétation  et  la  comparaison  des  mesures.  Les  dispositifs  ergométriques  permettent  d'imposer  une  consigne  mécanique  au  segment osseux mobilisé et d'observer  l'évolution de  la  variable mécanique  (force,  vitesse ou angle) mesurée. Dans tous les cas, la posture générale du sujet doit pouvoir être fixée en  ne  laissant  s'effectuer que  le mouvement  testé qui doit pouvoir être  reproduit  facilement et aussi  exactement  que  possible  au  cours  des  différents  examens  (Goubel  et  Lensel‐Corbeil  2003).  De  nombreux ergomètres complets et adaptables ont été développés et commercialisés (Cybex, Biodex,  Contrex…)  permettant  d'effectuer  des  mesures  standardisées  au  niveau  des  articulations  des  membres inférieurs et supérieurs ainsi qu'au niveau du rachis lombaire.  Concernant le rachis cervical, il n'existe pas de dispositif commercialisé d'acquisition des couples de  force en statique et en dynamique, probablement dû à  la complexité de cette articulation comme  nous  l'avons  vu  précédemment  mais  aussi  dû  à  sa  fragilité.  De  ce  fait,  les  études  qui  se  sont  intéressées au segment tête‐cou ont dû concevoir un outil d'évaluation de la capacité de production  de  force des muscles du RC.  Il existe donc pratiquement autant de dispositifs que d'études ce qui  rend la comparaison des résultats difficiles et aboutit à un manque de consensus entre les différentes  équipes (Tableau 7).   Des études (Vasavada et al. 1998, Choi et Vanderbey 2000) font également appel à  la modélisation  pour estimer les forces développées par les différents muscles du rachis cervical. En se basant sur les  résultats de Kamybayashi et Richmond (1998) sur les cadavres, Vasavada et al. (1998) ont développé  un  modèle  RC  qui  permet  de  calculer  la  capacité  de  génération  de  force  des  muscles  individuellement dans les 3 plans à partir des longueurs de bras de levier musculaire en fonction de  l'angle. Cependant, ce modèle est limité par l'absence d'action des muscles antagonistes. A l'inverse,  le modèle  prédictif  de  Choi  et  Vanderby  (2000)  s'appuient  sur  les  données  EMG  des  sujets  pour  estimer  les  couples  de  force  développés  par  les muscles  du  RC.  Leur modèle  prend  en  compte  l'action des muscles antagonistes mais se limite aux muscles accessibles par électromyographie non  invasive (Choi et Vanderby 2000).          45 TABLEAU 7. Récapitulatif des principaux dispositifs utilisés dans la littérature pour mesurer les forces du rachis cervical dans les différents plans. EXT: extension, FLEX: flexion, IL: inclinaison latérale, RA: rotation axiale. N: newton, m: mètre.   AUTEURS TECHNIQUE AXE UNITES POSITION REPRO FONCTION Harms-Ringdahl et Shüldt (1998) capteur de force C7-T1 N.m assis non EXT mastoïde Moroney et al. (1988) C4-C5 EXT FLEX Leggett et al. (1991) MedX Thyroïde N.m assis oui EXT Mayoux-Benhamou et Revel (1993) capteur de force C7-T1 N assis non EXT Queisser et al. (1994) plateforme de force C7-T1 N.m allongé non EXT Ylinen et Ruuska (1994) Capteur de force N debout oui FLEX EXT Staudte et Dühr (1994) Dynamomètre à main N allongé oui EXT Berg et al. (1994) jauge de contrainte C7-T1 N.m assis non EXT FLEX Colonne vertébrale RA Jordan et al. (1999) Neck exercise unit C7-T1 N.m assis oui EXT FLEX Kumar et al. (2001) Strength testing setup C7-T1 N assis oui EXT FLEX IL Vasavada et al. (2001) Capteur de force (ATI industrial automation) C 7- T1 C 4 m as to ïd e assis non EXT FLEX IL RA N.m Portero et al. (2001) dynamomètre isocinétique (Cybex) C7-T1 N.m assis oui IL Garces et al. (2002) Kin-Com dynamomètre N.m assis oui EXT FLEX Chiu et Sing (2002) Multi Cervical Rehabilitation Unit (MCU) N assis oui EXT FLEX IL Seng et al. (2002) dynamomètre isocinétique (Biodex) N.m assis oui EXT FLEX Gabriel et al. (2004) JR3 universal force/moment sensor system N assis non EXT FLEX IL Strimpakos et al. (2004) Isomyometer (capteur de force) N de bo ut as sis oui EXT FLEX IL canal auditif N.m RA Ylinen at al. (2004) Capteur de force N assis oui EXT FLEX canal oculaire N.m RA O'Leary et al. (2005) dynamomètre CCF (craniocervical flexion) 0-C1 N.m allongé oui FLEX Netto et Burnett (2006) dynamomètre isocinetique (Cybex) C4-C5 N.m assis oui EXT FLEX IL capteur de force Lecompte et al. (2007) Dynamomètre isocinétique (Biodex) C7-T1 N.m assis oui EXT FLEX IL Vasavada et al. (2007) Dynamomètre à main N allongé non FLEX EXT       46 La relation couple angle a été décrite le plus souvent au niveau de l'articulation du coude en flexion.  Les  courbes  obtenues  présentent  généralement  une  allure  parabolique  avec  un  angle  optimal  de  production de  couple de  force  (≈90°). Bien que  cette  relation  soit  fonction de  l'articulation  et du  sujet,  il apparaîtrait néanmoins que  le couple maximum varie beaucoup moins  lorsque  les muscles  sont  étirés.  Les  études  menées  sur  le  rachis  cervical  sont  nettement  moins  nombreuses  et  contradictoires quand à la position favorisant un couple de force maximal chez des sujets sédentaires  d'autant plus qu'on observe une grandre variabilité inter‐sujet (Figure 22). De plus, très peu d'études  jusqu'ici, ont explorées  la relation couple‐angle du rachis cervical dans sa globalité quel que soit  le  plan (Vasavada, et al. 1998, Jordan et al. 1999, Chiu et Sing 2002, Garces et al. 2002).    3.1.2. PLAN SAGITTAL La  fonction de  flexion/extension est  la plus couramment étudiée dans  la  littérature  (Tableau 8). A  partir de  leur modèle, Vasavada et al.  (1998) montrent  les variations de couple de  force du  rachis  cervical dans les 3 plans dues aux variations de la longueur du bras de levier musculaire en fonction  de l'angle. Ils décrivent une relation couple‐angle "classique" de type parabolique en extension avec  une  diminution  de  la  capacité  des muscles  extenseurs  du  cou  à  générer  un  couple  de  force  en  positions de flexion et d'extension, principalement lorsque le segment tête‐cou est étendu à un angle  supérieur à 20°. Pour les positions d'extension, ces résultats sont en accord avec ceux rapportés par  certains auteurs (Leggett et al. 1991, Mayoux‐Benhamou et Revel 1993, Garces et al. 2002, Highland  et  al.  2002,  Suryanarayana  et  Kumar  2005)  et  en  contradiction  avec  d'autres  qui montrent  une  augmentation de  la  force en extension avec  l'extension de  la  tête  chez  les hommes  (Jordan et al.  1999,  Seng  et  al.  2002).  En  position  de  flexion  de  la  tête,  quelques  auteurs  décrivent  une  augmentation de la force en extension (Harms‐Ringdahl et al. 1986, Leggett et al. 1991, Pollock et al.  1993, Seng et al. 2002), alors que dans leur étude Jordan et al. (1999) ne montrent aucune différence  de force significative dans un secteur angulaire de 15° de flexion.  Concernant  la  flexion  du  segment  tête‐cou,  les  résultats  sont  plus  controversés.  Certains  auteurs  (Vasavada  et  al.  1998,  Seng  et  al.  2002)  rapportent  une  baisse  de  force  significative  en  position  d'extension chez les hommes. En position de flexion de la tête, Vasavada et al. (1998) décrivent une  augmentation  de  la  capacité  des  fléchisseurs  du  rachis  cervical  à  générer  un  couple  de  force  probablement due à  l'avantage mécanique du bras de  levier du muscle du SCM (Jordan et al. 1999,  Chiu et Sing 2002). A contrario, d'autres auteurs (Garces et al. 2002, Suryanarayana et Kumar 2005)  montrent une tendance opposée aussi bien chez les hommes que chez les femmes. Par ailleurs, Seng  et al. (2002) décrivent un plateau de force entre 0° et 20° de flexion chez les hommes.      49 3.1.3. PLAN CORONAL Les  études  qui  s'intéressent  à  la  force  des muscles  du  cou  en  inclinaison  latérale  (IL)  sont  peu  nombreuses  et  concernent  essentiellement  la  position  neutre  (Tableau  8)  (Moroney  et  al.  1988,  Kumar et al. 2001, Chiu et Sing 2002, Vasavada et al. 2002, Ylinen et al. 2004). Deux équipes étudient  l'effet de l'angle sur la relation couple‐angle en isométrique (Portero et Guezennec 1995, Seng et al.  2002).  Portero  et Guezennec  (1995)  rapportent  une  augmentation  du  couple  de  force  développé  lorsque  les muscles  sont  en  position  étiré  à  30°  d'inclinaison  controlatérale,  classiquement  décrit  pour d'autres  articulations  (Pincivero  et  al. 2004a).  Inversement,  Seng  et  al.  (2002) montrent une  corrélation entre  la diminution du couple de  force en  IL gauche et  l'augmentation du couple en  IL  droite, et l'augmentation de l'angle en IL droite de 15°. Une seule étude à notre connaissance étudie  la variation du couple de force en fonction de l'angle en isocinétique, montrant des couples de force  maximaux  identiques  à  ceux  rapportés  en  isométrique  (Portero  et Guezennec  1995). D'après  ces  auteurs,  l'angle où  la  valeur du  couple de  force est maximale  se  situe dans  les 15° précédents  la  position neutre lorsque les muscles sont en position étirés.    3.1.4. PLAN AXIAL De même,  la rotation axiale n'a été que peu étudiée dans  la  littérature (Tableau 8) (Moroney et al.  1988, Berg et al. 1994, Vasavada et al. 2001, Ylinen et al. 2004, Salo et al. 2006). Aucune étude à  notre connaissance ne traite de la relation couple‐angle in vivo en rotation axiale. Seuls Vasavada et  al. (1998) montrent grâce à leur modèle que lorsque la tête est tournée vers la droite, la capacité des  muscles du rachis cervical à générer des couples de  force en rotation axiale vers  la droite pourrait  être  réduite de plus de 50%,  tandis que  la  capacité des muscles  à  générer un  couple de  rotation  axiale vers la gauche pourrait être augmentée de plus de 50%. Il semblerait donc que la capacité de  force  des muscles  rotateurs  du  RC  augmente  lorsqu'ils  sont  en  position  étirée  par  rapport  à  une  position  raccourcie,  comme  cela  est  décrit  pour  les  autres  articulations.  Toutefois,  au  niveau  du  rachis  cervical,  la  variation  de  longueur  du  bras  de  levier  des  muscles  ne  semble  pas  être  systématiquement  corrélée  avec  la  force  résultante  au  niveau  du  segment  tête‐cou  comme  nous  l'avons vu notamment dans  le mouvement de  flexion‐extension.  Les paramètres architecturaux et  nerveux semblent jouer un rôle déterminant dans la capacité de production de force des muscles du  RC.        50   FIGURE 22. Exemples de relations couple-angle sur ergomètre en isométrique pour différentes position du segment tête-cou de 5 sujets montrant une variabilité interindividuelle importante. 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 30°G 15°G 0° 15°D 30°D 10 15 20 25 30 35 40 30°F 15°F 0° 15°E 30°E 10 20 30 40 50 60 70 30°F 15°F 0° 15°E 30°E 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 30°G 15°G 0° 15°D 30°D C ou pl e de fo rc e (N m ) Flexion Extension ILD ILG Angle (°)     51 3.2. MORPHOLOGIE DES MUSCLES DU RACHIS CERVICAL 3.2.1. SURFACE DE SECTION ANATOMIQUE Contrairement aux autres articulations,  les caractéristiques anthropométriques  in vivo des muscles  du rachis cervical n'ont été que très peu étudiées, de même si on s'intéresse aux variations normales  de surface de section musculaire en  fonction de  l'étage vertébral  (Elliott et al. 2005, 2007a).  Il est  également peu  connu de quelle  façon  la  taille,  le  sexe  et  le niveau d'activité physique des  sujets  influence la CSA des muscles du cou (Rezasoltani et al. 1999, Portero et al. 2001, Tsuyama et al. 2001)  ou  si  il  existe  des  différences  de  latéralité  pour  un même muscle.  Cela  peut  s'expliquer  par  la  complexité de ce segment du point de vue de la redondance musculaire et également la difficulté à  évaluer  la  force maximale volontaire  comme nous venons de  le voir. De  telles  connaissances  sont  pourtant  essentielles  pour  reconnaitre  et  interpréter  d'éventuelles  adaptations musculaires  dans  cette région du corps.  De nos jours, l'imagerie par résonnance magnétique (IRM) est classiquement utilisée pour quantifier  les CSA des muscles du cou et identifier d'éventuelles altérations de morphologie musculaire (Figure  23). L'IRM fonctionnelle permet également d'étudier  les mouvements et d'examiner  l'intensité et  le  patron  de  recrutement  des muscles  pendant  l'activité  physique  (Adams  et  al.  1992,  Conley  et  al.  1997).  Néanmoins,  les  images  IRM  ne  permettent  pas  d'obtenir  toute  la  précision  requise  notamment dans la détermination des contours de muscles rapprochés ou ayant plusieurs chefs. De  plus, l'orientation des haubans musculaires étant très variable au niveau du RC et dépendante de la  courbure cervicale de chaque  individu, un seul plan de coupe axial ne permet pas  la mesure de  la  ACSA pour chacun des muscles. Le manque d'informations concernant les paramètres architecturaux  rend également la détermination de la PCSA quasiment impossible in vivo.   Les paramètres morphométriques des muscles du RC ont également été explorés par échographie  (ultrasons).  Cette  méthode  non  invasive  et  plus  facile  à  mettre  en  œuvre  que  l'IRM,  permet  également d'obtenir  la CSA, ainsi que  l'épaisseur et  les dimensions  linéaires du muscle. L'intérêt de  cette méthode c'est qu'elle permet de se placer perpendiculairement à  la  ligne d'action du muscle,  malgré qu'aucune étude à notre connaissance ne se soit  intéressée aux paramètres architecturaux  des muscles cervicaux  in vivo au  repos et en contraction comme c'est  le cas pour  les muscles des  membres inférieurs (Fukunaga et al. 1997, Ito et al. 1998).        54 Dans  leur  étude,  Elliott  et  al.  (2005)  indiquent  également  que  les  CSA  des muscles  rectus  capitis  major,  semispinalis  cervicis et  trapezius  superior  sont plus  larges pour  le  sous  groupe de  femmes  présentant l'indice de masse corporel (IMC) le plus élevé. Dans une autre étude sur les mêmes sujets,  Elliott  et  al.  (2005)  montrent  une  corrélation  entre  l'IMC  des  sujets  et  l'infiltration  graisseuse  (mesurée  en  pixel)  des  muscles  rectus  capitis  posterior  major  et  l'obliquus  capitis  inferior.  Parallèlement,  les  auteurs  ne  rapportent  pas  de  corrélation  entre  l'infiltration  graisseuse  et  l'âge  pour  les muscles extenseurs du rachis cervical. Soltani et al.  (1996) montrent une corrélation entre  les paramètres morphologiques de sujets féminins (circonférence du cou, taille, poids, pourcentage  de  graisse  et  IMC)  et  la  CSA  du  splenius  capitis  ainsi  qu'une  variation  significative  de  la  CSA  en  fonction de la latéralité. Ce résultat semble souligner le rôle particulier du splenius capitis au niveau  cervical dans la mobilité cervicale et sa plasticité aux variations de la demande fonctionnelle.   Une seule étude à notre connaissance a montré une corrélation entre le niveau de force des muscles  extenseurs  du  rachis  cervical  et  la  surface  de  section mesurée  en  C5  par  CT‐Scan  des muscles  multifidus,  semispinalis,  splenius  et  trapezius  (Mayoux‐Benhamou  et  al.  1989).  Ces  auteurs  déterminent un ratio entre la force maximale volontaire et la surface de section musculaire entre 10  et 17 N/cm², ce ratio est en accord avec ceux rapportés pour d'autres muscles (≈ 22,5 N.cm‐2) (Powell  et al. 1984).  A  notre  connaissance  aucune  comparaison  entre  hommes  et  femmes  in  vivo  n'a  été  effectué  concernant la CSA des muscles du rachis cervical.    3.2.2. ARCHITECTURE ET BRAS DE LEVIER Bien  qu’avancées,  les  techniques  d'imagerie  limitent  la  précision  des  informations  architecturales  étant  donné  la  taille  et  la  position  anatomique  de  certains  muscles.  Une  seule  étude,  à  notre  connaissance, quantifie les paramètres architecturaux des muscles du RC d'un très faible nombre de  sujets  post‐mortem  (Kamibayashi  et  Richmond  1998).  Cette  étude  rapporte  les  données  architecturales issues de la dissection de cadavres de 3 femmes et 7 hommes âgés de 66 à 92 ans, et  montrent des différences de  longueur des fascicules en fonction de  la profondeur des fibres (ce qui  est généralement le cas dans les muscles complexes). La PCSA est alors sous‐estimée de 6% à 32% si  seules les fibres superficielles sont prises en compte. Bien que les études sur cadavres permettent de  mesurer  avec  précision  les  paramètres  architecturaux  et  fonctionnels  du  muscle  squelettique  humain, elles ne sont satisfaisantes que "dans l'état" où le muscle est fixé or la longueur et l'angle de  pennation des fibres musculaires varient en fonction de la longueur du muscle au repos et au cours  de  la  contraction. De plus,  le processus de  fixation altère  la  longueur des  fibres  (Narici 1999).  Les      55 données de Kamibayashi et Richmond  (1998) sont donc à prendre avec précaution étant donné  le  faible nombre par genre et l'âge avancé des sujets.  De même, les données concernant les bras de levier des muscles cervicaux sont peu nombreuses. A  notre connaissance, seule  l'équipe de Vasavada (Vasavada et al. 1998, 2007) a tenté de calculer  les  bras  de  levier musculaire  au  niveau  du  rachis  cervical.  A  partir  des  données  de  Kamibayashi  et  Richmond (1998), ils modélisent le rachis cervical en incluant la géométrie de 19 muscles regroupés  en  9  groupes,  la  ligne  d'action  des muscles,  les  paramètres  de  génération  de  force  ainsi  que  la  cinématique segmentaire. Les bras de levier sont calculés en fonction des variations de longueur des  muscles au cours du mouvement. Les principaux résultats en position neutre sont donnés ci‐dessous  (Figure 24).      FIGURE  24. Estimation des bras de levier musculaire en position neutre au niveau du rachis cervical inférieur (C2-C7) et supérieur (skull-C2) en fonction du mouvement par modélisation musculaire. A: en flexion/extension, B: en rotation axiale, C: en inclinaison latérale (Vasavada et al. 1998)       56 Au cours du mouvement de flexion‐extension le bras de levier du SCM varie de façon très importante  (Figure 25). Concernant les mouvements au niveau du RCS, le chef cleidooccipital du SCM a un bras  de  levier  en  extension  qui  augmente  avec  la  position  d'extension  contrairement  aux  deux  autres  sous‐volumes (qui s'attache sur  la mastoïde) dont  le bras de  levier est proche de zéro. Au cours du  mouvement de flexion du RCI,  le bras de  levier du SCM augmente. Les bras de  levier de  la majorité  des  extenseurs  (dont  les muscles  sous‐occipitaux)  varient d'1cm ou moins. Cependant,  le bras de  levier de certains sous‐volumes du semispinalis capitis, trapezius et splenius augmente d'au moins 2‐ 3 cm de la position de flexion à une position d'extension.      FIGURE 25. Exemple de simulation des variations du bras de levier des chefs du SCM (noir = moyenne des sous-volumes) au niveau du rachis cervical supérieur (skull-C2) et inférieur (C2-T1) en fonction de l'angle de flexion-extension (Vsavada et al. 1998).     Au cours du mouvement d'inclinaison  latérale, Vasavada et al. (1998) montrent une faible variation  des bras de levier musculaires avec l'inclinaison du RCS. Concernant l'inclinaison du RCI, leur modèle  montre une augmentation du bras de levier de la position controlatérale à la position ipsilatérale de  certains muscles tels que le SCM, TS, et la portion latérale du splenius capitis. Par ailleurs, les bras de  levier des muscles levator scapulae, erector spinae et scalenius varient peu en fonction de l'angle.  En  rotation  axiale  leur  modèle  présente  de  grandes  variations  d'amplitude  des  bras  de  levier  musculaires. De plus,  les auteurs remarquent que certains muscles,  i.e. SCM et splenius capitis, ont  des  bras  de  levier  qui  varient mais  qui  gardent  la même  direction  indépendamment  de  l'angle  contrairement à d'autres muscles.        59 2004)  alors  que  d'autres  études  lui  confèrent  une  direction  antérolatérale  ou  postérolatérale  spécifique en fonction des sujets  (Keshner et al. 1989, Mayoux‐Benhamou et al. 1997, Blouin et al.  2007, Siegmund et al. 2007). L’étude des muscles postérieurs montre que  le splenius est  le muscle  dont  le  comportement  est  le plus  variable. Bien que  le  splénius  contribue  à 30% du potentiel de  génération de  force en extension, Siegmund et al.  (2007) montrent que ce dernier  (mesuré en C4)  s’active majoritairement au cours de la flexion antérolatérale et, chez un sujet, s’active également en  flexion  antéro‐controlatérale.  Le  splenius  ayant  une  large  insertion  sur  la  ligne  nucale  supérieure  avec des fibres près de  la mastoïde agissant en tant qu'antagoniste du SCM  ipsilatéral et synergiste  du SCM controlatéral  lors de  la rotation axiale de  la tête; ces auteurs émettent  l'hypothèse que  les  études qui observent deux directions préférentielles antérolatérale et postérolatérale, doivent avoir  enregistré  l’activité  de  plus  de  fibres  latérales  que  les  autres  études  qui  trouvent  une  activité  principale uniquement postérolatérale (Blouin et al. 2007).   Queisser  et  al.  (1994)  recueillent  le  signal  EMG  de  4 muscles  cervicaux,  i.e.  semispinalis  capitis,  splenius  capitis,  levator  scapulae  et  trapezius,  lors  de  contractions maximales  en  extension  à  4  positions différentes du segment tête‐cou. Les auteurs montrent une relation linéaire entre l'activité  du muscle semispinalis capitis et la force développée en extension contrairement au splénius capitis  (Queisser et al. 1994, Blouin et al. 2007). Blouin et al. (2007) émettent l'hypothèse que l'absence de  corrélation entre l'activation du SplCap et le niveau de force, est dû à une action de stabilisation plus  que de production de force au cours de l'extension. Il se peut également que le SplCap se comporte  de façon ambigüe lorsqu'une stabilisation ou un mouvement axial n'est pas requis.   Certaines études montrent une  variation de  l'amplitude du  signal EMG en  fonction de  la position  articulaire du segment tête‐cou (Harms‐Ringdahl et Schuldt 1988, Mayoux‐Benhamou et Revel 1993,  Schuldt et Harms‐Ringdahl 1988). Par contre, très peu d'études se sont intéressées à l'activation des  muscles  antagonistes  (Kumar  et  al.  2002,  Choi  2003).  Choi  (2003)  montrent  des  niveaux  de  coactivation des muscles postérieurs en  flexion  chez des hommes  s'élevant à 41% de  leur activité  maximale en extension. Kumar et al. (2002) montrent une activité antagoniste des muscles SplCap en  flexion  correspondant  à  20‐25%  de  leur  activité maximale  enregistrée  en  inclinaison  latérale.  Ces  résultats sont nettement plus élevés que ceux classiquement rapportés pour les autres articulations  (10‐15%) (Kubo et al. 2004, Pincivero et al. 2004b) montrant  l'importance de  la prise en compte de  l'activation des muscles antagonistes lors de tests de force du RC.        60 3.3.2. CONTRACTION DYNAMIQUE ET REFLEXE Très  peu  d'études  se  sont  intéressées  à  l'activité  EMG  des  muscles  au  cours  de  contractions  dynamiques et particulièrement si celle‐ci est couplée à des mesures de  force. Blouin et al.  (2007)  enregistrent  l'activité de 8 paires de muscles cervicaux au cours d'une circumduction de  la  tête de  360° avec comme consigne de maintenir un niveau de  force de 50 N.  Ils montrent que  les muscles  multifidus,  SemiCap  et  SemiCerv  sont  activés  principalement  lorsque  la  force  est  dirigée  postéro‐ latéralement  grâce  à  un  signal  commun  du  système  nerveux  central  transmis  au  pool  de  motoneurones qui les innervent. Concernant les  muscles multifidus, ces résultats sont en désaccord  avec ceux de précédentes études cervicales (Bexander et al. 2005) et lombaires (Moseley et al. 2002,  Lee et al. 2005) qui leur confèrent une activité plutôt posturale et stabilisatrice en statique.   Au  cours  de  la  même  tâche  dynamique,  Siegmund  et  al.  (2007)  mesurent  des  activités  EMG  supérieures à celles mesurées au cours de  la MVC. Ce résultat est également observé par Kumar et  al. (2002) sur le SCM pour le même type de contraction dynamique. Une des hypothèses est que les  sujets ne contractent pas leur muscle de façon maximale au cours de la MVC, bien que les valeurs de  couple  de  force maximale  soient  en  accord  avec  ceux  reportés  dans  la  littérature  i.e.  10 Nm  en  flexion et 29 Nm en extension. L'autre hypothèse serait que ces muscles ne puissent pas s’activer au  maximum  de  leur  capacité  lors  de  contractions  dans  le  plan  horizontal  stricte  avec  un  appui  au  niveau du front. Le SCM, par exemple, semble requérir la combinaison de la flexion et de la rotation  axiale pour que la totalité de ses fibres musculaires soient recrutées.    La  contraction  réflexe  des  muscles  du  rachis  cervical  a  été  principalement  étudiée  lors  de  perturbations ou de chocs appliqués directement au niveau du segment tête‐cou ou au corps entier.  Le délai et  l'amplitude d'activation des muscles  cervicaux en  réponse ou  avant  la perturbation  va  déterminer  l'accélération  et  l'amplitude  des mouvements  de  la  tête  sur  le  tronc  (Ito  et  al.  1997,  Kumar et al. 2000). Grâce à la modélisation, Vasavada et al. (1998) montrent que le SCM et Trapezius  sont  les principaux stabilisateurs du segment  tête‐cou. Lors de  tests de perturbation  réalisés sur 3  sujets masculins  dans  le  plan  sagittal  ("sled  test"),  Siegmund  et  al.  (2007)  observent  un  patron  d'activation  réflexe  semblable  à  celui  observé  en  conditions  isométriques  uniquement  pour  les  2  chefs  du  SCM.  En  revanche,  les  patrons  d'activation  des muscles  postérieurs  et  postéro‐latéraux  varient  d’un  sujet  à  un  autre.  Les multifidus  notamment,  sont  actifs  pendant  la  phase  initiale  de  rétraction/extension chez un sujet, pendant  la phase de rebond chez un autre et à aucun moment  chez le troisième. La variabilité de la réponse EMG des multifidus semble être liée à l’expérience des  sujets. La connaissance du déroulement du test élimine l’élément de surprise ce qui pourrait réduire  la probabilité d’activer la co‐contraction préventive des muscles antérieurs et postérieurs.       61 3.4. PLASTICITE DE LA CAPACITE DE PRODUCTION DE FORCE 3.4.1. INFLUENCE DE L'AGE ET DU GENRE Contrairement  à  d'autres  groupes musculaires  tels  que  le  quadriceps,  l'influence  de  l'âge  sur  la  capacité  de  production  de  force  des muscles  du  rachis  cervical  n'est  sensible  qu'à  partir  de  la  septième décade (Tableau 10) (Jordan et al. 1999, Garces et al. 2002).  Concernant  les  différences  entres  les  femmes  et  les  hommes,  il  semblerait  que  tous  les  auteurs  s'accordent à décrire que les hommes sont plus forts que les femmes (Tableau 10) quels que soient la  fonction et l'angle considérés (Valkeinen et al. 2002, Suryanarayana et Kumar 2005). Ces différences  se situent entre 40% et 50% pour les valeurs de couple brut et entre 10% et 60% si on normalise la  performance par rapport à la masse corporelle (Vasavada et al. 2001, Valkeinen et al. 2002, Tierney  et  al.  2005).  Dans  leur  étude,  Vasavada  et  al.  (2007)  rapportent  des  différences  de  dimensions  cervicales entre des hommes et des femmes semblables en taille et en longueur de cou. Ils montrent  une faiblesse de force chez les femmes en flexion et en extension associée à une étroitesse nucale et  une taille de vertèbres inférieure par rapport aux hommes. Ces auteurs trouvent également que les  femmes ont des cous plus minces et une CSA périphérique moins important que celle des hommes.  Ces résultats confirment l'hypothèse d'une différence de géométrie du rachis cervical entre hommes  et  femmes.  Par  ailleurs,  une  étude  récente  ne  rapporte  aucune  différence  de  courbure  cervicale  entre les hommes et les femmes (Tecco et Festa 2007).  Parmi les auteurs ayant étudié les 2 sexes, certains (Jordan et al. 1999, Chiu et Sing 2002, Garces et  al. 2002) ne montrent pas de différence significative entre hommes et femmes lorsqu'ils comparent  les ratios de  force  flexion/extension, et ce quel que soit  l'angle de  flexion ou d'extension. D'autres  auteurs, par  contre, montrent un  ratio de  force  flexion/extension  supérieur  chez  les hommes par  rapport aux femmes en position neutre (Kumar et al. 2001, Valkeinen et al. 2002, Suryanarayana et  Kumar  2005,  Vasavada  et  al.  2007),  vérifié  également  pour  d'autres  positions  articulaires  (Suryanarayana et Kumar 2005). La tendance inverse a été montrée d'après les données de Vasavada  et al. (2001).   Une  seule étude à notre connaissance a étudié  les niveaux d'activation EMG pendant  la  flexion et  l'extension  isométrique  chez  les  hommes  et  les  femmes  (Valkeinen  et  al.  2002).  Ces  auteurs  ne  montrent pas de différence de coactivation (en %RMS  lorsque  le muscle agit en temps qu'agoniste)  des SCM en extension et des TS en  flexion entre  les hommes et  les  femmes  indépendamment de  l'âge. La spécificité de la commande nerveuse des femmes comparées aux hommes a été rapportée  uniquement au cours de contractions réflexes. Brault et al. (2000) rapportent des temps d'activation  musculaire réflexe suite un choc arrière à faible vitesse supérieurs chez les femmes par rapport aux      64  Tableau 10. Principaux résultats de force en position neutre rapportés dans la littérature sur sujets sains hommes et femmes en fonction de l'âge (moyenne ± EC).   AUTEURS résol. Nbre Genre EMG FONCTION POSITION Unité Ratio 75 14‐24 32.3 ± 2.9 68.8 ± 24 27 25‐34 32.6 ± 2.1 76.5 ± 25.6 14 35‐44 32.2 ± 1.3 70.2 ± 19.4 8 45‐54 34.1 ± 2.2 71.9 ± 17.1 6 55‐64 36.7 ± 3.2 56.1 ± 19.8 10 65‐74 35.5 ± 2.8 57.2 ± 16.9 3 >74 36 ± 2.4 44.6 ± 24.7 47 14‐24 37 ± 2.8 173.2 ± 33.4 27 25‐34 37.5 ± 2.1 169.9 ± 35 9 35‐44 39.8 ± 3.3 157 ± 35.3 14 45‐54 38.7 ± 3.1 137.6 ± 25.4 5 55‐64 41.2 ± 3 139.7 ± 8.4 2 65‐74 37.7 ± 2.1 108.1 ± 0.35 2 >74 40.2 ± 2.9 44.6 ± 16.8 10 28 23‐30 170 168‐175 61 50‐82 26.0 ± 6.8 52.7 ± 16.3 0.49 10 34 31‐39 166 164‐180 62 55‐80 32.4 ± 6 53.4 ± 16.8 0.61 10 45 41‐48 165 160‐177 67 53‐80 25.9 ± 6.9 51.3 ± 13.8 0.50 10 57 53‐59 161 155‐167 70 54‐83 26.5 ± 7.4 51.4 ± 13.9 0.52 10 66 60‐69 161 150‐174 58 52‐75 22.4 ± 5.6 44.8 ± 14 0.50 10 24 21‐28 184 169‐192 80 63‐90 36.5 ± 12.2 65.1 ± 15.1 0.56 10 34 31‐38 184 178‐192 81 79‐90 36.4 ± 9.5 64.7 ± 20.5 0.56 10 46 41‐49 178 173‐186 85 67‐100 31.9 ± 7.7 57.0 ± 12.3 0.56 10 54 51‐59 179 176‐195 85 80‐105 33.3 ± 9.1 54.7 ± 13.7 0.61 10 65 62‐69 175 165‐183 76 57‐81 23.6 ± 8.3 36.7 ± 11.8 0.64 C7-T1 FLEX/EXT 15.0 4.0 21.0 12.0 0.71 C4 IL 16.0 8.0 mastoid RA 6.0 3.0 C7-T1 FLEX/EXT 30.0 5.0 52.0 11.0 0.58 C4 IL 36.0 8.0 mastoid RA 15.0 4.0 FLEX/EXT 41.0 14.0 72.0 20.0 0.57 antérolatéral FLEX 43.0 14.0 42.0 11.0 posterolatréral EXT 64.0 16.0 64.0 21.0 IL 52.0 17.0 54.0 16.0 FLEX/EXT 72.0 18.0 100.0 28.0 0.72 antérolatéral FLEX 70.0 23.0 69.0 22.0 posterolatréral EXT 84.0 25.0 88.0 29.0 IL 76.0 26.0 76.0 23.0 8 22.8 ± 2.1 168.3 ± 6.2 64.1 ± 5.4 80.6 164.9 0.49 10 33.5 ± 2.8 164.2 ± 4.8 60.3 ± 3.7 74.2 180.3 0.41 10 48.7 ± 2.4 164.4 ± 4.3 66.7 ± 11.5 78.5 180.3 0.44 9 23.1 ± 2.5 181.9 ± 5.6 82.7 ± 17.9 148.5 297.0 0.50 10 32.9 ± 2.6 183.1 ± 9 81.4 ± 12.8 154.8 271.5 0.57 10 48 ± 2.9 177.6 ± 4.2 85.4 ± 8.4 159.1 268.9 0.59 N Valkeinen et al. 2002 F H oui SCM, TS FLEX/EXT neutre neutre N neutre N.m F non FLEX/EXT neutre jusqu'à +60° en flexion de-15° à -60° en extension (ci-contre valeurs à 30°) Nm H F 31.6 166.7 ± 6.5 ± 11.8 64.4 ± 10.3 neutre AGE TAILLE POIDS CIRC. Cou Staudte et Dühr 1994 H 31.1 178.5 ± 6.7 N 78.2 non EXT C7-T1 C7-T1 non Jordan et al. 1999 Kumar et al. 2001 Vasavada et al. 2001 32 ± 6 30 ± 6 FLEX/DROITE EXT/GAUCHE F5 11 H 167.6 ± 6.1 65 ± 10 177.8 ± 4.8 78 ± 10.8 177 ± 8 77 ± 11 164 ± 9 39 ± 2 19 F 21 H 23.9 ± 2.8 36 ± 2 non 60.4 ± 6.7 24.4 ± 2.4     65    FLEX : flexion, EXT : extension, IL : inclinaison latérale, RA : rotation axiale * valeurs corrigées par le poids de la tête   AUTEURS résol. Nbre Genre EMG FONCTION POSITION Unité Ratio 40° FLEX/EXT 68.6 ± 19.87 74.1 ± 23.4 0.93 20° IL 47.9 ± 19.8 44.6 ± 17.6 pro/reTRACTION 46.8 ± 16.57 54.1 ± 19.3 40° FLEX/EXT 59.7 ± 15.86 70.6 ± 35.7 0.85 20° IL 51.7 ± 18.71 53.9 ± 17 pro/reTRACTION 43.6 ± 13.99 59.1 ± 28.1 40° FLEX/EXT 54.4 ± 13.94 53.8 ± 24.5 1.01 20° IL 49.7 ± 21.52 38.8 ± 19.8 pro/reTRACTION 40.5 ± 13.68 40.2 ± 13.6 20° FLEX/EXT 90.6 ± 35.9 96.2 ± 48.4 0.94 20° IL 68.9 ± 30.2 63.7 ± 25.8 pro/reTRACTION 72.1 ± 25.1 66.3 ± 26.4 20° FLEX/EXT 90.5 ± 24 98.1 ± 24.9 0.92 20° IL 76.5 ± 25.7 68.7 ± 23.7 pro/reTRACTION 76.0 ± 24.4 79.4 ± 21.8 20° FLEX/EXT 85.3 ± 22.3 54.8 ± 22.9 1.56 20° IL 52.3 ± 20.1 45.8 ± 18.4 pro/reTRACTION 81.7 ± 26.1 46.0 ± 17.9 15 20-40 165 ± 5 63.1 ± 11.8 116.1 ± 45 139.4 ± 50.9 0.83 13 41-61 159 ± 3 68.3 ± 14.6 110.9 ± 38.4 135.8 ± 48.3 0.82 15 >60 161 ± 1 70.3 ± 9.7 85.6 ± 25.9 102.2 ± 30 0.84 27 20-40 178 ± 1 85.6 ± 15.4 211.2 ± 56.1 253.2 ± 67.3 0.83 13 41-61 169 ± 1 71.2 ± 5.6 155.1 ± 45.8 192.1 ± 43.4 0.81 11 >60 173 ± 1 78.7 ± 9.1 111.2 ± 31.5 143.6 ± 36.7 0.77 20 F 22.6 ± 3.9 163 ± 6 57.3 ± 11.4 19.8 ± 10.2 39.5 ± 25.1 0.50 19 H 22.3 ± 3.7 177 ± 8 71 ± 12 31.4 ± 9.9 45.1 ± 24.3 0.70 FLEX/EXT N 78.0 ± 21 193.0 ± 28 0.40 RA Nm 8.1 ± 2.1 7.9 ± 2.1 FLEX/EXT N 74.0 ± 18 184.0 ± 30 0.40 RA Nm 7.8 ± 2.2 7.4 ± 2.2 FLEX/EXT N 72.0 ± 23 197.0 ± 38 0.37 RA Nm 8.3 ± 2.6 8.2 ± 2.5 FLEX/EXT N 72.0 ± 18 189.0 ± 27 0.38 RA Nm 8.1 ± 2.4 7.9 ± 2.3 FLEX/EXT 82 ± 26 173 ± 31 0.47 cFLEX/cEXT* 127 ± 25 219 ± 32 0.58 FLEX/EXT 149 ± 44 244 ± 69 0.61 cFLEX/cEXT* 197 ± 44 292 ± 69 0.67 POIDS CIRC. Cou FLEX/DROITE EXT/GAUCHE 166 165 non neutre 167 N non FLEX/EXT neutre 25, 50, 75% flexion 25, 50, 75% N 164 non neutre non FLEX/EXT neutre 5° et 10° en flexion et extension N.m F neutre N H 69.3 51.4 non 50.4-97.3 20-39 65.3163 155-172 AGE Chui et al. 2002 11 62-84 Salo et al. 2006 canal occulaire Garces et al. 2002 Suryanarayana et Kumar 2005 H 57 51 51 F F 61 20-29 30-39 40-49 50-59 21.6 25.8 ± 6 ± 4 ± 5.3 ± 3 ± 6 65 ± 9 ± 6 66 ± 12 ± 2 39.4 ± 2.2169 169 ± 3 66 ± 914 14 Vasavada et al. 2007 33.1 ± 3 74 ± 9 F H 67 ± 11 62 ± 9 54.5-76.1 17 40-59 165 151-180 63.7 50-81 171 164-181 64.9 53.6-85 71.6 60-80 151 141-163 60.1 27.7 49.6 40-59 158 149-170 58.1 47-80 27.5 19-39 159 152-154 50.9 38.5-7017 19 10 17 TAILLE     66  3.4.2. NIVEAU D'ACTIVITE PHYSIQUE & ENTRAINEMENT De nombreuses études dans la littérature ont constaté la plasticité du muscle soumis à une période  d'hyperactivité chronique (Moritani et deVries 1979, Abernethy et al. 1995). L'amélioration de force  observée peut être due en partie à des adaptations nerveuses aux étages  spinaux et paraspinaux  et/ou  à  des modifications  périphériques  au  sein  du muscle  lui‐même  de  nature  quantitatives  et  qualitatives.  Les  mécanismes  nerveux  peuvent  se  traduire  par  une  augmentation  de  l'activité  électrique des muscles agonistes (Moritani et deVries 1979, Hakkinen et Komi 1983), une diminution  de  l'activité  des muscles  antagonistes  (Carolan  et  Cafarelli  1992,  Amiridis  et  al.  1996)  et/ou  une  amélioration  de  la  coordination  motrice  (Rutherford  et  Jones  1986,  McComas  1994).  Les  modifications périphériques peuvent se traduire par une augmentation du volume musculaire et/ou  de la section musculaire (augmentation des protéines contractiles) (Moritani et deVries 1979, Staron  et  al.  1991,  Garfinkelet  Cafarelli  1992),  une  modification  des  propriétés  élastiques  du  muscle  (Pousson et al. 1991, Cornu et al. 1997), une augmentation de  l'angle de pennation  (Aagaard et al.  2001) et/ou une modification de la typologie musculaire (Staron et al. 1991).  Il n'existe que peu d'études  rapportant  les effets de  l'entrainement ou de  la pratique  sportive  sur  l'évolution du  couple de  force maximal développé, des paramètres EMG et morphométriques des  muscles du rachis cervical. En effet, quelques études rapportent des mesures force et de surface de  section  musculaires  chez  des  sportifs  utilisant  spécifiquement  leur  rachis  cervical  (Portero  et  Guezennec 1995, Rezasoltani et al. 1999, 2005, Tsuyama et al. 2001). Portero et Guezennec  (1995)  mesurent les couples de force développés en inclinaison latérale isométrique et dynamique (30°.sec‐ 1) de populations de pilotes de chasse et de course automobile, de bobeurs et de sujets contrôles. Ils  montrent que seuls  les membres de  l'équipe de France de bobsleigh exhibent des couples de force  significativement  supérieurs  aux  sujets  sédentaires  aussi  bien  en  isométrique  (+33‐35%)  qu'en  isocinétique  (+40‐42%).  Tsuyama  et  al.  (2001)  comparent  deux  populations  d'athlètes  judokas  et  lutteurs, montrant des forces plus importantes, comprises entre 19% et 72% (en fonction de l'angle),  développées par  les muscles du RC en flexion‐extension chez  les  lutteurs associées à une plus  large  CSA globale  chez  ces derniers particulièrement en C2‐C3  (+17%).  Les groupes musculaires  les plus  concernés par  cette différence de CSA étant  les groupes postérieurs. De même, Razasoltani et al.  (2005) comparent  les forces développées en flexion et extension  isométrique par deux populations  de  lutteurs,  gréco‐romains  et  libres,  et  une  population  de  sujets  contrôles.  Ils  montrent  une  différence significative de force aussi bien en flexion (‐46%) qu'en extension (‐24%) chez les contrôles  par rapports aux  lutteurs. Rezasoltani et al.  (1999) étudient  la CSA des muscles semispinalis capitis  par ultrasonographie chez une population d'haltérophiles et de lutteurs et une population de sujets  contrôles. Ils montrent une CSA plus importante chez les lutteurs comparés aux haltérophiles et aux      69  TABLEAU  11.  Principaux résultats de force en fonction du niveau d'entraînement (moyenne ± EC en position neutre) rapportés dans la littérature. FLEX : flexion, EXT : extension, IL : inclinaison latérale, RA : rotation axiale       AUTEURS résol SUJETS GENRE STATUT MODALITES EMG FONCTION UNITE 10 23 ± 3 171.2 ± 8.4 67.8 ± 11.6 contrôles × 2 (1/sem) 38.3 14 25 ± 3 172.5 ± 9.5 70.8 ± 15.5 entrainement 8 -12 RM × 10 (1 /sem)CONC (1s)/EXC(4s) 43.4 C7-T1 FLEX/EXT 12.8 ± 4.5 23.2 ± 7.7 vertèbre RA 52.7 ± 4.6 52.1 ± 6.2 52.5 ± 4.3 52.0 ± 5.8 43.7 ± 8.7 44.9 ± 8.6 36.3 ± 5.9 37.2 ± 5.9 34.6 ± 6.8 33.6 ± 6.3 30.2 ± 6.7 30.1 ± 6.1 34.3 ± 4.1 35.0 ± 3.8 30.4 ± 4.5 31.3 ± 4.4 FLEX/EXT 25.5 ± 4.8 43.9 ± 9.1 IL 30.2 ± 3.2 31.6 ± 4.6 10 FLEX/EXT 23.6 ± 6 45.2 ± 11.4 IL 25.5 ± 8.1 27.0 ± 8 FLEX/EXT lbs 24.1 40.2 IL N FLEX/EXT N 18.8 25.8 IL N 20 29.4 ± 4.5 182 ± 5.2 81.1 ± 8 pilotes de chasse vol : 1125 ± 615h 38.0 ± 7.6 56.0 ± 13.9 20 29.4 ± 3.1 180 ± 5.1 80 ± 6.8 pilotes de chasse vol : 1153 ± 420h 45.0 ± 10.6 70.0 ± 14.3 14 pilotes de chasse sains 31.0 ± 5.7 57.0 ± 8.2 16 pilotes de chasse symptomatiques 28.0 ± 6.9 47.0 ± 8.6 15 pilotes d'hélicoptère sains 29.0 ± 5.1 52.0 ± 11.4 15 pilotes d'hélicoptère symptomatiques 28.0 ± 4.3 52.0 ± 11.1 FLEX/EXT 316 155 RA FLEX/EXT 337 200 RA 14 20.5 ± 1.8 173 73.5 ± 19.7 lutteur greco-romain 276.9 ± 52.9 422.9 ± 86.9 16 21.2 ± 2.3 175 76.9 ± 10.8 lutteur libre 261.2 ± 54.3 368.2 ± 69 16 21.1 ± 1.5 174 74.1 ± 10.8 non-athlète 144.4 ± 45.3 302.4 ± 63.8 H non FLEX/EXT N × 8 (2/sem) Position Nm vol : 3073 ± 1689 N ± 6.9 vol : 1879 ± 1045 oui SCM, SplCap H FLEX/EXT Nm FLEX/EXTH 37 ± 7.5 181 ± 5 81 N.m isocynétique 30°/s N.m isocynétique 30°/s H non N.m 70.1 oui SCM, ES cervicaux et thoracique, TS non N.m IL N.m isocynétique 30°/s IL N.m isocynétique 30°/s non ± 7 F + H non EXT 126° Nm 69 ± 5 non-pilotes asymptomatique>1an IL 20-40 23-44 0.8 RM × 8 (3/sem) vol : 1375h (400h-3200h)pilotes de chasse30 ± 3 172 ± 4 71 entrainement cadet cadet 7 H 19 34 H H 76.4 controles 17 F 40 ± 12 160 ± 6 60 ± 12 9 H 10 H 22.6 181.6 neutre 30°flex à 30°ext neutre 30°flex à 30°ext pilotes de chasse80.2184.422 Bobsleigh Pilotes F1 Pilotes chasse 23-28 neutre neutre 160 176 21.0 28.9 8.4 ± 3.4 neutre 30°flex à 30°ext FLEX / DROITE EXT / GAUCHEPOIDSTAILLEAGE 10 24.2 ± 2 172 ± 3 7 H 27.6 ± 3.9 177.4 ± 3.8 ± 9 entraînement non IL 8 H 22.6 ± 0.9 177.5 8 22.1 ± 0.6 178.5 ± 4.6 77.4 ± 6.5 pilotes de chasse Rezasoltani et al. 2005 Solevius et al. 2006 Ang et al. 2005 Alricsson et al. 2004 ± 4.9 76.3 ± 6.8 pilotes de chasse Burnett et al. 2004 Seng et al. 2003 Portero et al. 2001 Portero et Guezennec 1995 Berg et al. 1994 Leggett et al. 1991 Thyroïd C7-T1 C7-T1 C7-T1 neutre neutre neutre neutre neutre neutre 30°flex à 30°ext     70  3.4.3. EXPOSITION CHRONIQUE AU FACTEUR DE CHARGE +GZ Il est clairement établi que le vol sous facteur de charge est une activité sollicitante correspondant à  des niveaux de  contraction  isométrique parfois  supérieurs  à 50% du maximum développé par  les  pilotes  au  cours  de  l'augmentation  du  facteur  de  charge  pour  stabiliser  la  tête  dans  la  position  désirée. Par contre,  l'hypothèse que ces niveaux de sollicitation des muscles du RC en vol  induisent  des  adaptations  physiologiques  chez  les  pilotes  de  chasse  est  plus  controversée.  Il  existe  peu  d'études  transversales  (Alricsson et al. 2001, Seng et al. 2003, Burnett et al. 2004) comparant des  pilotes de chasse avec une population de sujets non‐pilotes en termes de capacité de force au niveau  du  segment  tête‐cou  et  d'autant  moins  si  l'on  s'intéresse  à  l'activité  EMG  et  à  la  balance  agonistes/antagonistes des muscles du rachis cervical. Les résultats de Seng et al.  (2003) montrent  des couples de force comparables chez des pilotes de chasse et des sujets contrôles non‐pilotes, dans  les plans  sagittal  et  coronal. Par  contre, Alricsson et  al.  (2001) montrent des  couples de  force en  flexion et en extension supérieurs chez les pilotes de chasse quel que soit leur âge par rapport à une  population de militaires physiquement actifs. De plus, ces auteurs  rapportent une différence entre  les niveaux de force en extension d'une population de jeunes pilotes (24‐29 ans) et d'une population  de pilotes plus âgés  (30‐42 ans), ces derniers étant plus  faibles. Une étude  longitudinale effectuée  par  Burnett  et  al.  (2004)  démontre  qu’après  8 mois  d’entrainement  au  vol  (jusqu'à  4Gz)  d’une  population de pilotes novices, ces derniers augmentent de manière significative leur force maximale  volontaire  uniquement  en    flexion  isométrique  du  rachis  cervical  par  rapport  à  une  population  contrôle.   De même, très peu d'études nous rapportent des informations sur le niveau d'endurance des pilotes  de  chasse(Phillips  et  Petrofsky  1983b, Alricsson  et  al.  2001, Ang  et  al.  2005).  Il  semblerait que  la  répétition des vols n'induise pas de modification de  l'endurance des muscles du rachis cervical chez  les  pilotes  lors  de  tests  sous‐maximaux  en  flexion  par  rapport  à  une  population  de  militaires  physiquement  actifs  (Alricsson  et  al.  2001). De  plus,  ces  auteurs  ne mettent  en  évidence  aucune  différence  d'endurance  en  flexion  et  extension  du  rachis  cervical  entre  des  pilotes  jeunes  et  des  pilotes plus âgés. Par contre, Ang et al. (2005) montrent des différences dans l’apparition des signes  de fatigue sur l'EMG de pilotes sains vs. pathologiques lors de contractions dans le plan sagittal mais  uniquement pour les pilotes d’hélicoptère.   Dans une récente revue de questions sur les risques cervicaux des pilotes de chasse, Coakwell et al.  (2004)  soulignent  l’importance potentielle de  la prévention primaire dans  la  survenue des  lésions  cervicales, et plus particulièrement du rôle du renforcement spécifique des muscles du cou. Alricsson  et al.  (2004) montrent qu'un entraînement de type renforcement musculaire sur 8 mois  induit une      71  augmentation  de  la  force  des  fléchisseurs  et  des  extenseurs  ainsi  qu'une  augmentation  de  l'endurance des  extenseurs d'une population de pilotes de  chasse. Cependant, une  seule  étude  à  notre connaissance a tenté de démontré l'efficacité d'un programme d'entrainement sur la tolérance  d'une population de pilote de chasse à l'augmentation de la contrainte au niveau du RC (Sovelius et  al.  2006).  Ces  auteurs  montrent  qu'après  6  semaines  d'entraînement  de  type  renforcement  musculaire du RC ou  trampoline,  l'augmentation de  force  isométrique observée chez  les pilotes en  flexion et en extension est associée, en vol, à une diminution significative de l'activité EMG d'environ  50% des muscles SCM quelque soit le type d'entraînement pour des profils de vol comparables. Une  diminution de  l'activité EMG est également observée pour d'autres muscles à des degrés moindre,  i.e. ES cervicaux (3% et 30%), TS (4% et 20%) et ES thoraciques (8% et 6%) (pour les entraînements en  force vs.  trampoline respectivement). De plus, ces auteurs montrent que ces effets sur  les niveaux  d'activation musculaire perdurent 3 mois  après  l'arrêt de  l'entraînement.  L'entraînement en  force  permettrait donc d'augmenter l'efficience des muscles du rachis cervical chez les pilotes de chasses,  comme  cela  a  été  décrit  par  Conley  et  al.  (1997)  par  IRM  fonctionnelle  sur  des  sujets  contrôles,  pouvant  permettre,  en  vol,  une meilleure  tolérance  aux  facteurs  de  charge  et  l'augmentation  du  délai d'apparition de la fatigue musculaire.     3.4.4. INFLUENCE DE LA PATHOLOGIE Les personnes  souffrant de douleurs  chroniques  cervicales  représentent environ 10% à 20% de  la  population  générale  avec une  légère prévalence  chez  les  femmes par  rapport  aux hommes.  Il est  classiquement décrit dans la littérature que les sujets présentant des douleurs cervicales chroniques  présentent des niveaux de  force plus  faibles par  rapport  à des  sujets  asymptomatiques  contrôles  (Silverman et al. 1991, Ylinen et Ruuska 1994, Barton et Hayes 1996, Chiue t Sing 2002, Jordan et al.  2003, Ylinen et al. 2004, O'Leary et al. 2007a, b) bien que ces résultats soit soumis à  la controverse  (Falla et al. 2003, Ang et al. 2005). La contradiction des résultats en  fonction des études peut être  imputée aux différents outils et méthodologies utilisés comme nous  l'avons vu précédemment, de  même qu’à  la nature du dysfonctionnement cervical et/ou aux caractéristiques et antécédents des  sujets pathologiques.  Barton  et  Hayes  (1996)  rapportent  des  forces  en  flexion  inférieures  de  50%  chez  les  patients  cervicalgiques par  rapport à des sujets contrôles. De même,  Jordan et al.  (1997) montrent que  les  sujets  souffrant de douleurs  cervicales présentent des  forces en  flexion et extension  isométriques  inférieures  de  plus  de  50%  par  rapport  aux  contrôles.  D'autres  auteurs  rapportent  des  niveaux  moindres de l'ordre de 15‐30% plus bas en flexion, craniocervical flexion, extension et rotation axiale  chez  des  sujets  symptomatiques  par  rapport  à  des  sujets  asymptomatiques  (Ylinen  et  al.  2004,      74  Dans ce sens, des altérations de  la morphologie des muscles ont été également mis en évidence au  niveau  cervical  comme  cela  a  été  précédemment  décrit  au  niveau  des muscles  paraspinaux  de  patients souffrant de douleurs  lombaires  (Hides et al. 1994, Kader et al. 2000, Lee et al. 2005). Les  études concernant  le rachis cervical de patients souffrant de douleur, bien que moins nombreuses,  rapportent des altérations similaires (McPartland et al. 1997, Kristjansson 2004, Elliott et al. 2007b).  Elliott et al (2007b) étudient les variations de CSA des muscles du rachis cervical chez une population  de  femmes ayant subi un coup du  lapin  (whiplash) au cours d'un accident automobile comparée à  une population saine.  Ils remarquent que  les femmes atteintes présentent une plus petite CSA des  muscles  semispinalis  cervicis  (en  C3,  C5,  C6),  contrairement  aux  muscles  plus  superficiels  (semispinalis  et  splenius  capitis)  qui  présentent  une  CSA  plus  large  en  C3  chez  les  sujets  pathologiques, de même que les muscles multifidus de C3 à C7. Aucune différence pour les muscles  trapezius  et  sous‐occipitaux  n'est  rapportée  entre  les  deux  populations.  De  plus,  les  auteurs  ne  montrent aucune corrélation entre  les variations de CSA observées chez  les sujets symptomatiques  et l'intensité des douleurs (selon le NID : Neck disability index). Les résultats de variation de CSA des  muscles mutifidus peuvent être dues à  l'infiltration graisseuse rapportée chez des sujets ayant subi  un  coup du  lapin  (Elliott  et  al. 2006). De même, une  infiltration  graisseuse plus  importante  a  été  rapportée par d'autres études aussi bien au niveau  cervical  (McPartland et al. 1997) qu'au niveau  lombaire  chez  des  sujets  pathologiques  (Mooney  et  al.  1997,  Kader  et  al.  2000).  L'infiltration  graisseuse au niveau musculaire a été largement mise en évidence dans la littérature, notamment au  niveau des groupes musculaires des membres  inférieurs, suite à une diminution d'activité physique  chez  les  personnes  âgées  principalement.  L'infiltration  graisseuse  au  niveau  de  certains muscles  cervicaux  pourrait  donc  être  le  reflet  d'une  altération  du  recrutement  de  ces muscles  chez  les  patients cervicalgiques.  De plus, Kristjansson et al.  (2004), en comparant  la CSA du muscle multifidus au niveau de C4 par  échographie d'une population de sujets symptomatiques comparée à des sujets sains, montrent que  la réduction de la CSA des sujets symptomatiques est associée à une diminution de la luminosité des  fascias  séparant  le multifidus du  semispinalis cervicis. Cette altération pourrait être  le  reflet d'une  mauvaise vascularisation de ces tissus ou d'une dégénérescence structurale.  Des études de typologie musculaire ont également été réalisées sur des sujets pathologiques. Elles  montrent un passage d'une grande proportion de fibres  lentes (type I) vers des fibres rapides (type  II). Uhlig et al. (1995) examinent la composition de certains muscles postérieurs et antérieurs du RC  chez des sujets sains et des patients souffrant de diverses dysfonctions cervicales. Pour  l'ensemble  des muscles, les auteurs trouvent des signes de transformation des fibres avec une proportion élevée  de  fibres de  type  II‐a  et  II‐b  indépendamment de  la pathologie, du  sexe  et de  l'âge des  sujets  et  quelle que  soit  la  fonction du muscle. De plus,  il  semblerait que  la  survenue de  ces modifications      75  typologiques au niveau du muscle antérieur obliquus capitis  inferior soit corrélée avec  la durée des  symptômes chez les patients (Uhlig et al. 1995).  Les  résultats  de  force  associés  aux  données  d'activité  EMG  et  morphologiques  des  muscles  du  segment  tête‐cou  indiquent  que  les  troubles musculaires  observés  chez  les  patients  souffrant  de  douleurs  cervicales ne  sont pas  simplement  attribuables  à des  réactions  antalgiques.  Ils  semblent  indiquer  soit  une  perturbation  de  la  coordination,  i.e.  les muscles  "non‐affectés"  compensant  les  muscles "faibles", soit une désorganisation de l'activité motrice au niveau supérieur (SNC), à la suite  de la persistance de la douleur.          76  OBJECTIFS & HYPOTHESES EXPERIMENTALES   Ce  travail  a pour  objectifs  1)  d’examiner  la  part  des  facteurs morphologiques  (surface  de  section  musculaire) et nerveux  (électromyographie de surface)  responsables des différences de  rapport de  force  du  segment  tête‐cou  entre  hommes  et  femmes  ainsi  qu'entre  pilotes  de  chasse  sains  et  cervicalgiques, et 2) de mieux cerner l'influence des propriétés inertielles du casque et du genre sur  les patrons de recrutement musculaire  lors de vols simulés de sujets non‐pilotes et également chez  des pilotes sains et cervicalgiques en analysant le comportement cinématique 3D à 1G.     Ce travail est divisé en deux volets composés chacun de deux études.    La première étude concerne  l'influence du genre sur  les déterminants de  la production de force du  segment  tête‐cou dans  le plan  sagittal. Ainsi on a voulu déterminer  si  la CSA et/ou  l'activité EMG  agoniste et antagoniste des muscles du rachis cervical sont des facteurs déterminant de la différence  de  ratio  de  force  en  flexion  /  extension  observé  entre  les  hommes  et  les  femmes.  On  a  alors  enregistré l'activité bilatérale des muscles fléchisseurs SCM et SCA, ainsi que des muscles extenseurs  SplCap et PARA, et stabilisateurs (TS) au cours de contractions isométriques volontaires en flexion et  en extension à 3 angles du segment tête‐cou. De plus, pour chaque sujet, les surfaces de section des  principaux muscles cervicaux visibles ont été déterminées à partir de coupes  IRM axiales à chaque  étage vertébral.    De façon similaire, dans  la deuxième étude, on a voulu déterminer si  les expositions chroniques au  facteur de charge induisaient des modifications en termes de force, d'activité nerveuse et de CSA des  muscles cervicaux chez une population de pilotes cervicalgiques comparés à des pilotes sains. On a  alors combiné des mesures de couple de force du segment tête‐cou en position neutre dans les plans  sagittal  et  coronal  à  l'enregistrement  bilatéral  de  l'activité  EMG  des muscles  SCM,  PARA  et  TS.  Conformément  à  la  première  étude,  les  CSA  des  principaux  muscles  du  rachis  cervical  ont  été  déterminés à partir de clichés IRM des pilotes.    La troisième étude examine  les sollicitations musculaires en fonction des caractéristiques  inertielles  du casque et du genre  induites par  les accélérations modérées en Gz. Nous avons donc enregistré  l'activité EMG des muscles fléchisseurs SCM et SCA, extenseurs PARA et SplCap et stabilisateur (TS)  en  condition  de  vol  simulé  (centrifugeuse)  dans  4  positions  stabilisées  de  flexion,  extension  et  rotation  combiné  à  l'extension  (manœuvre  "chek  six  ")  du  segment  tête‐cou  en  fonction  de  l'accélération  (jusqu'à  4  Gz)  dans  3  configurations  de  casque  différentes.  Nous  avons  également      79         FIGURE  27.  Sujet dans l'ergomètre pour les mouvements de flexion-extension en position neutre (à gauche) et dispositif de mesure de force en élévation de l'épaule (à droite).   4.1.2. EMG DE SURFACE L'enregistrement  électromyographique  de  surface  (EMG)  est  obtenu  grâce  à  plusieurs  paires  d'électrodes  de  surface  placées  selon  les  recommandations  du  projet  SENIAM  (Surface  Electromyography  for  Non‐Invasive  Assessment  of Muscle,  SENIAM  5,  1997).  L'impédance  peau‐ électrode est préalablement diminuée grâce à une  légère abrasion avec de  l'alcool  (Z < 1 kΩ). Les  sites  des  électrodes  ont  été  déterminés  afin  d'être  le  plus  précis  possible  par  une  technique  de  marquage anatomique de  la peau et palpation musculaire  (Sommerich et al. 2000). Les électrodes  ont été placées à une position neutre du segment tête‐cou du sujet (0°) avec le muscle d'intérêt en  légère contraction. Les signaux myoélectriques et mécaniques (couple, angle) sont ensuite transmis à  une  unité  de  conversion  électronique,  synchronisés  et  enregistrés  sur  ordinateur.  La  fréquence  d'échantillonnage est fixée à 1 kHz sur 16 voies. Les signaux sont également visualisés en temps réel  sur l'ordinateur.    4.1.3. CSA 4.1.3.1. ACQUISITION DES IMAGES PAR IRM Un  appareil  de Résonance Magnétique Nucléaire  (aimant de  1,5  Tesla)  est  utilisé  afin  d’effectuer  l'imagerie musculaire  dans  le  service  de  radiologie  de  l’Hôpital  d’Instruction  des  Armées  Bégin.  L’examen consiste en une IRM anatomique sans injection. Le sujet est installé dans l’appareil d’IRM,  allongé  sur  le  dos  dans  une  position  standardisée.  La  consigne  donnée  au  patient  est  de  ne  pas  bouger ni déglutir pendant l'acquisition des images. A l’issue de l’examen, une série d’images axiales      80  et  sagittales  espacées  de  5 mm  couvrant  une  zone  allant  de  la  base  du  Pons  à  la  2ème  vertèbre  thoracique est obtenue et enregistrée au format DICOM©. L'orientation du plan de coupe en axiale  est  fixée perpendiculairement à  la  table et  celui en  sagittal perpendiculairement au précédent.  La  phase a été placée latéralement afin de ne pas bruiter les muscles dans le sens antéropostérieur. La  largeur de  la boite a été fixée en prenant en compte  la  largeur des épaules avec une résolution de  0,72 mm/pixel. Les coupes T1 spin‐echo ont été effectuées tous les 4,5 cm avec une épaisseur de 4,5  cm.    4.1.3.2. TECHNIQUE DE CONTOURAGE La méthode de calcul des muscles utilisée s’appuie sur les travaux précédents menés au Laboratoire  de  Biomécanique  (ENSAM  Paris  CNRS UMR  8005).  Les  surfaces  de  section  (CSA)  sont  calculées  à  partir  de  contours  musculaires  tracés  manuellement  sur  des  coupes  IRM  axiale  au  format  IRM  DICOM  (Pomero  et  al.  2004,  Jolivet  2007).  La  sélection  des  coupes  axiales  se  fait  de  la manière  suivante:  1‐ On sélectionne la coupe sagittale pour laquelle le canal rachidien est le plus large  2‐ On place manuellement un point au centre du disque à chaque étage cervical de C2‐C3 à C7‐T1.  3‐ Le logiciel sélectionne la coupe axiale la plus proche correspondante (environ une coupe sur 4).  4‐ Sur  chaque  coupe axiale, on décrit manuellement  le  contour du muscle à  reconstruire par une  série de points et une spline passant par ces points est alors calculée. Pour chacun des contours,  les aires qu'ils délimitent sont déterminées en tenant compte de la résolution.    4.1.3.3. SELECTION DES MUSCLES ET REGROUPEMENTS FONCTIONNELS Les muscles ont été regroupés par fonction (fléchisseurs, extenseurs, inclinateurs) pour chaque étage  vertébral entre C2‐C3 et C7‐T1. A l'intérieur de ces regroupements, les muscles ont été individualisés  au maximum. Cependant, à  certains étages quelques muscles n'étant pas dissociables nous avons  effectué des regroupements fonctionnels:  ‐ les muscles multifidus et semispinalis cervicis ont été regroupés en transversospinalis  ‐ les muscles semispinalis capitis et splenius capitis et cervicis ont été regroupés à partir de C5‐C6  ‐ les muscles scalenus anterior n'étaient visibles qu'en C6‐C7 et C7‐T1  ‐  les muscles  scalenus  poterior  et medius  ont  été  regroupés  sauf  en  C7‐T1  où  ils  apparaissaient  distinctement.  Concernant les muscles trapezius en C6‐C7 et C7‐T1 la surface de section calculée n'est qu'une sous‐ estimation de sa valeur réelle du fait de la restriction de la largeur du champ de coupe.      81  4.2. ETUDE I : FORCE, CSA ET ACTIVITE EMG DES MUSCLES FLECHISSEURS ET EXTENSEURS DU RACHIS CERVICAL A DIFFERENTS ANGLES CHEZ DES SUJETS SAINS HOMMES VS. FEMMES JEUNES 4.2.1. METHODE 4.2.1.1. SUJETS Douze  hommes  et  12  femmes  sains,  tous  volontaires,  ont  participé  à  cette  étude.  Les  données  anthropométriques sont présentées dans  le Tableau 13. Tous  les sujets étaient physiquement actifs  mais aucun d'autre eux ne pratiquaient d'entrainement spécifique du rachis cervical. Les sujets ont  signé un  consentement de participation  éclairé  avant de  se  soumettre  aux différents  tests  et ont  rempli un questionnaire sur  leur antécédent de douleurs cervicales  (N.I.D., Wlodyka‐Demaille et al.  2002).  Les  résultats  de  ce  questionnaire,  implémentés  par  l'analyse  des  clichés  IRM,  ont montré  qu'aucun d'entre  eux ne  souffraient d'atteinte dégénérative ou de douleur  au niveau  cervical. Ce  protocole  a  été  validé  par  avance  par  le  comité  consultatif  de  protection  des  personnes  dans  la  recherche biomédicale (CCPPRB n°0414) de la Pitié‐Salpêtrière à Paris.    4.2.1.2. EMG DE SURFACE L'enregistrement  de  l'activité  musculaire  par  EMG  de  surface  est  obtenu  grâce  à  12  paires  d'électrodes de surface  (Ag/AgCl, Blue Sensor N‐00‐S, Medicotest, Ølstykke, Danemark) placées de  façon bilatérale  sur  les muscles  sternocleidomatoideus,  scalenus  , paraspinaux,  splenius  capitis  et  trapezius  superior.  Les  électrodes  de  référence  (1/muscle)  sont  placées  sur  des  parties  osseuses  (Figure 28). L'impédance peau‐électrode est préalablement diminuée grâce à une solution d'alcool‐ acétone et un rasage de la peau si nécessaire (Z < 10 kΩ). L'acquisition des signaux myoélectriques et  mécaniques  (couple  et  position  angulaire)  est  effectuée  par  un  enregistreur  16  voies  (modèle  ME6000, Mega Electronics Ltd., Kuopio, Finlande) et pré‐amplifiés sur site. Les signaux sont filtrés en  temps  réel  par  un  passe‐bande  (8‐500  Hz)  et  par  un  filtre  réjecteur  50  Hz.  La  fréquence  d'échantillonnage est fixée à 1 kHz par voie.        84  4.2.3.2. INFLUENCE DU GENRE SUR LA RELATION COUPLE-ANGLE EN FLEXION ET EXTENSION CERVICALE. Les couples développés par les femmes sont plus faibles que les hommes en extension d’environ 40%  (F=30.4, P<0.001, Figure 29) sans influence de l’angle. En flexion, ils sont non seulement plus faibles  chez  les  femmes  d’environ  51%  (F=44.2;  P<0.001) mais  de  plus,  diminuent  significativement  en  position d’extension uniquement chez  les  femmes  (interaction genre x angle, F=3.9, P<0.05,  figure  MVC). Globalement, le ratio des couples en flexion / extension est plus élevé chez les hommes (0.65  ± 0.04 vs. 0.54 ± 0.04, P<0.05) quelle que soit  la position du segment  tête‐cou. De plus,  il diminue  significativement chez les femmes uniquement en position d’extension (0.50 ± 0.05) comparé à ceux  obtenus en position neutre (0.55 ± 0.05, P=0.067) et en position de flexion (0.57 ± 0.03, P<0.05).      FIGURE 29. Capacité de production de couple de force volontaire isométrique des muscles fléchisseurs et extenseurs du rachis cervical en fonction du genre. *P<0.05 entre les couples mesurés à 15° d’extension et de flexion pour un groupe considéré.     4.2.3.3. INFLUENCE DU GENRE SUR L’ACTIVITE EMG ET L’EFFICIENCE NEUROMUSCULAIRE. Lors  des  contractions  maximales  en  flexion,  la  RMS  et  l’efficience  neuromusculaire  (NME)  des  fléchisseurs sont plus faibles chez les femmes comparées aux hommes (‐42%, F=9.3, P<0.01) quel que  soit  le niveau de contraction et  l’angle  (Figure 30). La NME est  significativement plus  faible à 25%  MVC qu’aux  autres niveaux de  contraction  (F=8.2, P<0.001). De plus,  la NME diminue en position  d’extension (15°) pour les deux groupes (13‐16%, F=6.7, P<0.01).  0 10 20 30 40 50 15° EXTENSION 0° 15° FLEXION EXTENSION 0 10 20 30 40 50 15° FLEXION 0° 15° EXTENSION FLEXION FEMMES HOMMES * C ou pl e de fo rc e (N m )     85    FIGURE  30.  Efficience neuromusculaire (Nm/µV) des muscles fléchisseurs (SCA et SCM droits et gauches moyennés) en fonction du genre, du niveau de contraction et de l’angle du segment tête-cou. **P<0.01 : NME à 15° d’extension < NME aux autres angles globalement. £P<0.01 : Femmes < Hommes globalement.     Le niveau de coactivation des muscles antagonistes PARA et stabilisateurs (TS) est plus élevé chez les  femmes en position d’extension par  rapport aux autres angles et notamment pour  les niveaux de  contraction maximaux (interaction genre x angle x niveau, PARA : F=3.3, P<0.01, TS : F=3.4, P<0.01;  Figure 31). En revanche,  la coactivation du SplCap est très élevée mais atteint des valeurs similaires  pour les deux groupes (Figure 31).  Lors de l’extension cervicale isométrique, la NME des extenseurs est plus faible chez les femmes de  28% (F=5.2, P<0.05) sans influence de l’angle. La NME est plus faible à 25%MVC comparé aux autres  niveaux de contraction. De plus, le niveau de coactivation des muscles fléchisseurs SCM (H : 9 vs. F :  11.6%,  P>0.05)  et  SCA  (H  :  35  vs.  F  :  38%,  P>0.05)  n’est  pas  significativement  différent  entre  les  groupes. Par contre, les muscles stabilisateurs (TS) présentent une activité EMG plus élevée chez les  femmes et notamment à 100% de la MVC (F=4.0, P<0.01).  0.000 0.005 0.010 0.015 0.020 0.025 25% 50% 75% 100% 15° FLEXION £ 0.000 0.005 0.010 0.015 0.020 0.025 25% 50% 75% 100% NEUTRE 0° £ 0.000 0.005 0.010 0.015 0.020 0.025 25% 50% 75% 100% 15° EXTENSION Femmes Hommes ** £ N M E (N m .µ V -1 )     86    FIGURE  31.  Coactivation des muscles PARA, SPL et TS (% RMS max respectivement en extension et élévation d’épaule). *P<0.05, ***P<0.001 : différence entre 15° EXT vs. Neutre et 15° Flex pour les femmes. ***P<0.001 : différence entre 15° EXT vs. Neutre et 15° Flex ; §P<0.01 : entre Neutre vs. 15° Flex; #P<0.05 : différence entre 15° EXT vs. 15° Flex pour les hommes. Les erreurs-types ont été omises pour la clarté des résultats.   4.2.3.4. INFLUENCE DU GENRE SUR LA CSA DES MUSCLES CERVICAUX Compartiment antéro‐latéral. Globalement,  la surface de section musculaire des muscles antérieurs  du cou  (SCM et LC) est significativement plus  faible chez  les  femmes que  les hommes  (‐29%, effet  principal genre, F=28.7, P<0.001). Néanmoins, seules celles des muscles superficiels i.e. les SCM sont  significativement  plus  faibles  (‐33%,  P<0.001)  chez  les  femmes,  comparés  aux  LC  (‐9%,  P>0.05  ;  C oa ct iv at io n (% R M S m ax ) 0 5 10 15 20 25 30 35 25% 50% 75% 100% FEMMES *** *** PARA 0 5 10 15 20 25 30 35 25% 50% 75% 100% HOMMES § PARA 0 40 80 120 160 25% 50% 75% 100% HOMMES SplCap 0 5 10 15 20 25% 50% 75% 100% FEMMES 15° EXT NEUTRE 15° FLEX * *** TS 0 5 10 15 20 25% 50% 75% 100% HOMMES 15° EXT NEUTRE 15° FLEX *** # TS 0 40 80 120 160 25% 50% 75% 100% FEMMES SplCap     89    FIGURE  35. CSA (mm²) du muscle splenius capitis (SplCap) en fonction de l'étage vertébral et du genre. *P<0.05; ***P<0.001 vs. C2-C3. #P<0.05 ; £P<0.01 ; $P<0.001 : différences hommes/femmes pour un étage cervical considéré.     FIGURE 36. CSA (mm²) du muscle semispinalis capitis (SemiCap) en fonction de l'étage vertébral et du genre. ***P<0.001 vs. C2-C3 pour un groupe considéré. #P<0.05; £P<0.01; $P<0.001 : différence hommes vs. femmes     La CSA des muscles profonds paraspinaux (PARA  : Multifidus + Semispinalis Cervicis) est également  plus  faible  chez  les  femmes  (‐25%,  effet  genre,  F=23.8,  P<0.001)  et  notamment  à  C6‐C7  (‐36%,  interaction genre x étage, F=6.5, P<0.001, Figure 37). Ainsi,  la  relation CSA – niveau de coupe des  muscles profonds est de forme parabolique entre C2 et C7 avec un maximum entre C6 et C7 chez les  hommes  alors  que  chez  les  femmes,  la  CSA  diminue  uniquement  au  niveau  de  l’étage  supérieur  (Figure 37).  C S A (m m ²) 0 100 200 300 400 500 600 C5-C6 C4-C5 C3-C4 C2-C3 Femmes Hommes *** ****** # £ $ # C S A (m m ²) 0 100 200 300 400 500 600 C5-C6 C4-C5 C3-C4 C2-C3 Femmes Hommes *** ****** # £ $ #     90    FIGURE 37. CSA (mm²) des muscles profonds postérieurs (PARA : Multifidus + Semispinalis Cervicis) en fonction de l’étage cervical et du genre. ***P<0.001 : difference vs. C6-C7. £P<0.01 : différences hommes/femmes pour un étage cervical considéré.   ACSA des muscles cervicaux en fonction du genre. Une ANOVA à 3 facteurs "groupe", "latéralité" et  "muscle" a permis de comparer  les ACSA des muscles entre eux et  indique une  interaction genre x  muscle significative (F=8.6, P<0.001; Figure 38). Les SCM sont plus larges que les LC (H : P<0.001 ; F :  P<0.05) mais également  les  SCA uniquement  chez  les hommes  (P<0.01). Chez  les hommes,  les  LC  sont plus étroits que  tous  les extenseurs  (P<0.001) alors que chez  les  femmes,  ils sont plus étroits  que  les  SemiCap,  TS  et  LevScap  uniquement  (i.e.  pas  différent  de  SplCap,  transversospinalis).  Le  LevScap est plus  large que  les autres extenseurs, excepté  le TS chez  les hommes, alors que chez  les  femmes,  il  est  proche  du  SCM  (P=0.09)  et  plus  large  uniquement  par  rapport  au  SplCap.  Globalement,  les hommes présentent un ratio ACSA  fléchisseurs / ACSA extenseurs plus  faible que  les  femmes  indiquant une ACSA des  fléchisseurs  relativement plus élevée chez  les  femmes ou une  ACSA des extenseurs  relativement plus élevée  chez  les hommes  (0.29±0.01  vs. 0.36±0.01,  F=11.8,  P<0.01; Figure 38).      FIGURE  38. Somme des ACSA (mm²) des muscles fléchisseurs et extenseurs; et ratio des ACSA fléchisseurs/extenseurs chez les hommes et les femmes. **P<0.01 ; ***P<0.001 : différence entre hommes vs. femmes. C S A (m m ²) 0 50 100 150 200 250 300 350 400 450 500 C7-T1 C6-C7 C5-C6 C4-C5 C3-C4 C2-C3 Femmes Hommes £ *** *** *** *** ****** 0 1000 2000 3000 4000 5000 6000 7000 FLECHISSEURS EXTENSEURS *** P=0.09 FE M M E S H O M M E S 0.0 0.1 0.2 0.4 0.5 FLECHISSEURS / EXTENSEURS ** Ʃ A C S A (m m ²) ra tio     91  4.2.3.5. FORCE SPECIFIQUE EN FLEXION ET EN EXTENSION EN FONCTION DU GENRE Les ratios entre couple de force et l’ACSA moyenne des muscles fléchisseurs (SCM + LC + ScaAnt) et  extenseurs  (SplCap  +  ScaMed+post  +  Tranversospinalis  +  SemiCap)  ont  été  calculés  pour  chaque  angle et chaque fonction. Globalement, la force spécifique en extension est plus faible qu’en flexion  (45%,  F=127,  P<0.01).  En  flexion,  elle  est  plus  faible  chez  les  femmes  (31%,  F=  20.1,  P<0.001)  et  dépendante de l’angle, contrairement aux hommes. Par contre, en extension, aucun effet significatif  n’est observé (interaction fonction x genre x angle, F=4.7, P<0.05, Figure 39).      FIGURE 39. Ratios couple / ACSA (Nm/cm²) en flexion et en extension chez les hommes et les femmes. *P<0.05 : H>F pour un angle donné. §P<0.01 : 15°EXT < 15°FLEX. #P<0.05: 15°EXT<NEUTRE chez les femmes.   0.0 0.5 1.0 1.5 2.0 15° EXT NEUTRE 15° FLEX * * § # FE M M E S H O M M E S FLEXION 0.0 0.5 1.0 1.5 2.0 15° EXT NEUTRE 15° FLEX FE M M E S H O M M E S EXTENSION Fo rc e  sp éc ifi qu e  (N m . c m ‐² )     94  séparément par une ANOVA à deux voies (groupe x fonction). Les CSA des muscles ont été analysées  par une ANOVA  à un  facteur  groupe et  à mesures  répétées  (niveaux de  coupe et  latéralité) pour  chaque muscle. La force spécifique des groupes musculaires fléchisseurs, extenseurs et inclinateurs a  été analysée par une ANOVA à un facteur groupe et mesures répétées (fonction). Des tests post hoc  de Newman‐Keuls ont été utilisés lorsque appropriés. Le seuil de significativité a été fixé à P<0.05.      4.3.3. RESULTATS 4.3.3.1. QUESTIONNAIRES Le score global calculé d’après  les réponses aux questions concernant  la vie courante est plus élevé  chez  les pilotes symptomatiques (20.8 ± 17.0) que chez  les asymptomatiques (8.1 ± 12.8, P < 0.05).  Les pilotes symptomatiques présentent également un score plus élevé pour les questions relatives au  vol par rapport aux pilotes sains (44.6 ± 32.0 vs. 15.7 ± 24.1, P < 0.05).    4.3.3.2. COUPLE DE FORCE DANS LES PLANS SAGITTAL ET CORONAL EN POSITION NEUTRE L’ANOVA à un facteur groupe et à mesures répétées (fonction)  indique une  interaction significative  groupe  x  fonction  (F=3.5,  P<0.05,  Figure  40).  Les  ANOVA  par  fonction  révèlent  que  les  pilotes  cervicalgiques présentent des couples similaires aux pilotes sains dans  le plan sagittal uniquement.  Dans  le  plan  coronal,  la  MVC  est  significativement  plus  élevée  en  inclinaison  droite  et  gauche  (P<0.05) chez les pilotes sains comparés aux pilotes symptomatiques.    FIGURE  40. Capacité de production de force volontaire isométrique (Moyenne ± SE) dans les plans sagittal (F : flexion, E : extension) et coronal (ID : inclinaison droite, IG : inclinaison gauche) chez les pilotes sains et cervicalgiques. *P<0.05: différence entre pilotes sains vs. cervicalgiques.   C ou pl e de fo rc e (N m ) 0 10 20 30 40 50 F0° E0° ID0° IG0° Pilotes Sains Pilotes Cervicalgiques * *     95  4.3.3.3. SURFACE DE SECTION TRANSVERSALE (ACSA) DES MUSCLES CERVICAUX Compartiment antéro‐latéral. La CSA des SCM n’est pas différente entre les deux groupes de pilotes  mais diminue du cou vers la tête (P<0.001). Par contre, la CSA du scalenus anterior est plus large chez  les pilotes cervicalgiques vs. sains sur les deux étages explorés (+17% P<0.05) avec une diminution en  direction craniale de la CSA (‐38%, P<0.001). C’est également le cas des deux autres chefs considérés  comme des extenseurs (Gabriel et al. 2004) bien que la différence entre les groupes n’atteint pas le  seuil de significativité. La CSA des LC est plus élevée chez les cervicalgiques sans toutefois atteindre le  seuil de significativité (14%, P=0.13) notamment entre C3 et C4 (+24%, P=0.08, Figure 41).      FIGURE  41. CSA (mm²) du muscle longus colli (LC) scalène anterior (ScaAnt), medius (ScaMed) et posterior (ScaPost) et sternocléidomastoideus (SCM) à différents étages du rachis cervical de pilotes de chasse sains et cervicalgiques.*P<0.05 entre sains et cervicalgiques. §P<0.001 ; #P<0.05 : différence entre les étages compris entre C7 et C4 pour le SCM. . §P<0.001 ; $P<0.01 : différence par rapport aux autres étages pour le LC.       C SA (m m ²) 0 50 100 150 200 250 C7-T1 C6-C7 * * ScaAnt 0 20 40 60 80 100 120 140 160 180 C7-T1 C6-C7 C5-C6 C4-C5 C3-C4 C2-C3 Pilotes Sains Pilotes Cervicalgiques LC § $ 0 100 200 300 400 500 600 C7-T1 C6-C7 C5-C6 C4-C5 C3-C4 C2-C3 SCM § # # 0 50 100 150 200 250 C7-T1 C7-T1 ScaMed ScaPost     96  Compartiment  postérieur.  La  CSA  des muscles  TS  et  LevScap  n’est  pas  différente  entre  les  deux  groupes de pilotes mais augmente significativement en direction caudale (P<0.001, Figure 42).       FIGURE 42. CSA (mm²) des muscles trapezius superior (TS) et levator scapulae (LevScap) à différents étages du rachis cervical de pilotes de chasse sains et cervicalgiques.     Le muscle SplCap présente en revanche une CSA supérieure chez  les pilotes sains en C4‐C5  (+27%,  P<0.01) alors qu’aux autres étages aucune différence n’est constatée. A l’inverse, le SemiCap est plus  large chez les pilotes cervicalgiques sans atteindre le seuil de significativité statistique (10%, P=0.11).  Ces deux muscles  indivisibles aux étages  inférieurs présentent une CSA qui augmente vers  le crâne  (Figure  43,  P<0.001).  Les  muscles  profonds  transversospinalis  (multifidus  +  semispinalis  cervicis)  présentent une tendance similaire  (9%, P>0.05) avec toutefois une différence significative à  l’étage  C3‐C4 (22%, P<0.01, Figure 44) et une tendance à l’étage C2‐C3 (33%, P=0.12).      FIGURE  43. CSA (mm²) des muscles Splenius capitis (SplCap) et Semispinalis capitis (SemiCap) à différents étages du rachis cervical de pilotes de chasse sains et cervicalgiques. **P<0.01.   C S A (m m ²) 0 500 1000 1500 2000 2500 3000 C7-T1 C6-C7 C5-C6 C4-C5 C3-C4 C2-C3 Pilotes Sains Pilotes Cervicalgiques TS 0 500 1000 C7-T1 C6-C7 C5-C6 C4-C5 C3-C4 C2-C3 LevScap C SA (m m ²) 0 100 200 300 400 500 600 700 C5-C6 C4-C5 C3-C4 C2-C3 SemiCap 0 100 200 300 400 500 C5-C6 C4-C5 C3-C4 C2-C3 Pilotes Sains Pilotes Cervicalgiques ** SplCap     99  4.4. DISCUSSION La part des facteurs morphologiques et nerveux sur  la capacité de production de force du segment  tête‐cou est une question qui  reste ouverte. Aucune étude à ce  jour n'a combiné des mesures de  force, de surface de section musculaire et d'activité EMG des muscles agonistes et antagonistes du  rachis cervical en fonction du genre. De même,  l'impact de  l'exposition chronique aux accélérations  subies  par  le  rachis  cervical  au  cours  des  vols  chez  les  pilotes  de  chasse  a  fait  l'objet  de  peu  de  travaux  notamment  si  l'on  considère  la  prévalence  des  lésions  cervicales  dans  cette  population  particulière.    4.4.1. CSA, FORCE SPECIFIQUE, EMG & GENRE La  première  étude  avait  pour  objectif  de  déterminer  les  contributions  relatives  de  ces  facteurs  à  l'aide  de  l'imagerie  par  résonance  magnétique  permettant  d'estimer  les  CSA  musculaires  et  de  l'électromyographie de surface (niveau d'activation) chez des sujets non‐pilotes sains de sexe féminin  et masculin. En effet, plusieurs auteurs  rapportent des  ratios de  force en  flexion  / extension plus  élevés chez les hommes (0,5 – 0,72) par rapport aux femmes (0,38 – 0,57) indiquant que les hommes  sont  relativement  plus  forts  en  flexion  et/ou  que  les  femmes  sont  relativement  plus  fortes  en  extension  (Jordan  et  al.  1999,  Kumar  et  al.  2001, Valkeinen  et  al.  2002,  Suryanarayana  et  Kumar  2005, Vasavada et al. 2007), bien que ces résultats soient soumis à  la controverse  (Vasavada et al.  2001, Chiu et al. 2002, Garces et al. 2002). Nos résultats sont en accord avec la littérature montrant  un ratio de couple en flexion / extension plus élevé chez les hommes (0.65 vs. 0.54) quelle que soit la  position du segment tête‐cou. La contradiction des résultats rapportés dans  la  littérature peut être  attribuable au dispositif utilisé pour mesurer  la  force musculaire, au système de stabilisation de  la  tête et du reste du corps lors des tests de force ainsi qu'à la complexité anatomique du segment tête‐ cou (Jordan et al. 1999, Portero et Genries 2003).  L'étude des CSA des muscles fléchisseurs et extenseurs montre que globalement les hommes ont des  CSA plus importantes que les femmes, notamment sur les extenseurs (42%). Ce résultat est de l'ordre  des différences de PCSA  rapporté par Marras et  al.  (2001)  au niveau des muscles du  tronc  (69%)  entre  les hommes et  les  femmes. Néanmoins et contrairement à notre hypothèse,  le ratio entre  la  somme des ACSA des muscles  fléchisseurs  / extenseurs,  représentative de  la PCSA, est plus élevé  chez  les hommes  indiquant que ces derniers ont de plus gros muscles fléchisseurs relativement aux  extenseurs et/ou que les femmes ont relativement des muscles extenseurs plus gros. Les principales  études  de  CSA  par  IRM  des  muscles  cervicaux  concernent  des  sujets  féminins  sains  ou  symptomatiques  et  se  limitent  souvent  aux muscles  extenseurs  sans mesurer  la  force  et  l'activité      100  EMG musculaire associées, ce qui  rend  la comparaison de nos  résultats difficile  (Elliott et al. 2006,  2007a,b). Néanmoins,  les valeurs de CSA rapportées par ces auteurs sont du même ordre  (110,1 –  192,7) que celles mesurées dans notre étude chez  les femmes. Par contre,  l'allure des variations de  CSA  en  fonction  de  l'étage  cervical  est  inversée  du  crânial  au  caudal  pour  les muscles  SplCap  et  SemiCerv.  Une  seule  étude  in  vivo  ultrasonographique  rapportent  une  CSA  plus  élevée  chez  les  hommes  comparés  aux  femmes  pour  les  muscles  semispinalis  capitis  et  le  groupe  musculaire  multifidus‐semispinalis  cervicis  et  rotatores  (=  transversospinalis  dans  notre  étude).  De  même,  l'analyse de  sujets post‐mortem montre des muscles généralement plus petits avec une PCSA plus  faible chez  les femmes comparées aux hommes, excepté pour  les muscles sternocleidomastoideus,  scalenius posterior et  semispinalis capitis, bien que ces  résultats  soient à prendre avec précaution  étant donné  l'âge avancé (66‐92 ans) et  la taille (7 hommes et 3 femmes) des populations étudiées  (Kamibayashi et Richmond 1998).  Cette différence de  ratio  F/E entre hommes et  femmes est associée à une  tension  spécifique des  muscles fléchisseurs supérieure chez les hommes (34%), contrairement à celle des extenseurs qui ne  semble  pas  dépendre  du  genre.  La  relative  faiblesse  des  fléchisseurs  observée  chez  les  femmes  semble  s'expliquer également par une moins bonne efficience neuromusculaire  (42%) par  rapport  aux hommes et une coactivation des muscles stabilisateurs (TS) et antagonistes (PARA) plus élevée.  Collectivement,  ces  résultats  indiquent  que  les  facteurs  nerveux  ont  un  rôle  prépondérant  sur  la  capacité de production de force chez les femmes sédentaires notamment.   Toutefois  cette  étude  présente  certaines  limites  en  particulier  l'estimation  de  la  force  spécifique  mesurée à partir du couple de force rapporté à la somme des ACSA maximales exprimée en Nm/cm².  Fukunaga et al.  (2001) montre une meilleure corrélation entre  la  force et  la  somme des ACSAmax  que celle obtenue en prenant la CSA de tous les groupes musculaire à un seul l'étage correspondant  à  la coupe  la plus  large. Néanmoins, cette estimation suppose que  les paramètres architecturaux et  les bras de  levier des muscles cervicaux sont  identiques entre  les hommes et  les femmes et que  le  modèle  classique  de  relation  PCSA‐force  (ou  ACSAmax)  validé  sur  des  muscles  croisant  une  articulation unique, soit valide sur un système complexe tel que celui du segment tête‐cou. Une seule  étude  à  notre  connaissance  tente  d'estimer  les  longueurs  des  bras  de  leviers  (BL)  segmentaires  globaux au niveau du rachis cervical (Vasavada et al. 2007) montrant une diminution de ces derniers  chez  les femmes par rapport aux hommes. Bien que ces auteurs ne fassent pas de distinction entre  les BL en flexion et en extension, il est logique de penser, étant donné les insertions thoraciques des  muscles SCM et ScaAnt, que les BL des fléchisseurs puissent être plus affectés par le genre que ceux  des extenseurs,  relativement plus proches de  la colonne cervicale. De plus, des  résultats similaires  sont rapportés au niveau  lombaire à partir de coupes axiales  IRM  (Jorgensen et al. 2001) montrant  une  différence  de  bras  de  levier  en  faveur  des  hommes  comparés  aux  femmes  de  14%  et  18%      101  respectivement dans les plans coronal et sagittal. Par ailleurs, il a déjà été rapporté dans la littérature  des différences d'architecture en fonction du genre (Chow et al. 2000). Ces auteurs montrent que les  femmes ont des fascicules plus longs et un angle de pennation plus petit dans les muscles du mollet  par rapport aux hommes. Ainsi  il est probable que  lors d'une MVC en flexion à un angle donné,  les  muscles  agonistes  chez  les  hommes  soient  à  un  point  de  la  relation  force‐longueur  différent  par  rapport aux femmes. Chiu et al. (2002) montrent que, indépendamment de leur âge, l'angle optimal  de production de force en flexion n'est pas identique chez les femmes et les hommes (40° de flexion  vs. 20° de flexion respectivement). Pour un même angle du rachis cervical, les hommes ne sont donc  pas  dans  la même  portion  de  la  relation  force  longueur  que  les  femmes.  Cette  hypothèse  peut  également expliquer  la diminution de force en flexion observée dans notre étude à 15° d'extension  chez  les  femmes  contrairement  aux  hommes.  Le  choix  méthodologique  des  regroupements  musculaires pour le calcul de la force spécifique peut également être discuté et notamment pour les  muscles  scalenus  medius  et  posterior.  En  effet,  dans  une  étude  récente  Gabriel  et  al.  (2004)  démontrent  leur  action  en  extension  alors  que  jusqu'alors  ceux‐ci  étaient  considérés  comme  des  fléchisseurs.  Leur  comptabilisation  dans  le  groupe  des  extenseurs  ou  des  fléchisseurs  pourrait  notablement  influencer  la  force  spécifique.  L'influence  de  l'infiltration  graisseuse  sur  les  CSA  mesurées ne peut également pas être exclue,  les sujets féminins de notre étude ayant globalement  des pourcentages de masse grasse supérieurs aux hommes.    4.4.2. INFLUENCE DES EXPOSITIONS CHRONIQUES AU FACTEUR DE CHARGE La deuxième étude s’est intéressée à l’impact des expositions chroniques au facteur de charge sur les  CSA des muscles extenseurs,  fléchisseurs et  latéraux;  la  force en  inclinaison  latérale et en  flexion‐ extension  ainsi  que  sur  les  niveaux  d'activité musculaire.  Dans  notre  étude,  47%  des  pilotes  se  plaignaient de douleurs cervicales chroniques  (depuis plus de 12 mois)  (2 pilotes ont été exclus de  l'étude pour cause de hernie discale). La prévalence de ce  type de douleur au niveau cervical dans  une population de pilote est de  l’ordre (32 – 60%) de celle rapportée par d’autres auteurs dans  les  armées étrangères (Knudson et al. 1988, Vanderbeek 1988).   Les données de  force concernant  le domaine aéronautique et  les pilotes  sont  très peu  rapportées  dans la littérature. Philips et Petrofsky (1983) ont suggéré que l'inclinaison latérale est le mouvement  le plus représentatif du comportement du segment tête‐cou soumis au facteur de charge en vol, ce  qui a été confirmé plus  tard par  l'analyse de  l'enregistrement de  l'activité EMG en vol  (Oksa et al.  1996).  Toutefois,  à  ce  jour  aucune  expérimentation  n'a  été  effectuée  dans  les  plans  sagittal  et  coronal chez des pilotes sains et cervicalgiques.      104  5. REPONSES NEUROMUSCULAIRES ET FACTEUR DE CHARGE EN VOL REEL ET SIMULE ~ INFLUENCE DES CARACTERISTIQUES INERTIELLES DU CASQUE 5.1. ETUDE III : INFLUENCE DU GENRE SUR LES REPONSES NEUROMUSCULAIRES SOUS ACCELERATIONS EN CENTRIFUGEUSE 5.1.1. MATERIEL 5.1.1.1. ERGOMETRE "SIEGE AVION" L’ergomètre  se  compose  d’un  cadre  métallique  servant  de  support  à  un  siège  incliné  à  34°  reproduisant la position du pilote dans avion (type Rafale) et dans la centrifugeuse, d'un repose pieds  reproduisant la position des jambes et des pieds sur le palonnier, et de capteurs de force permettant  d'enregistrer  les  forces  développées  par  les muscles  du  rachis  cervical  dans  les  plans  sagittal  et  coronal  (Figure 46). Le coffret électronique comprend  les amplificateurs des capteurs,  les systèmes  de visualisation (rampe lumineuse), les alimentations ainsi que les connecteurs d’entrée et sortie. Cet  ergomètre a été réalisé par les services de mécanique et d'instrumentation de l'IMASSA.        FIGURE 46. Position du sujet dans l'ergomètre "siège avion" pour les mesures de force en isométrique dans les plans sagittal (à gauche) et coronal (à droite).           105  5.1.1.2. CENTRIFUGEUSE HUMAINE La  Centrifugeuse  Humaine  d’Applications  de  Recherches  Médicales  et  d’Etudes  Scientifiques  (CHARMES,  Figure  47)  appartenant  à  la DGA  est mise  en œuvre  par  le  Laboratoire  de Médecine  Aérospatiale  (LAMAS),  entité  de  la  délégation  générale  pour  l’armement  (DGA)  implantée  sur  le  Centre d'Essais en Vol de Brétigny‐sur‐Orge (91). Ce moyen d’essais, comportant une nacelle fixée à  l’extrémité d’un bras de 8 mètres et motorisée par 24 moteurs hydrauliques, reproduit de manière  très réaliste les conditions de vol des avions de combat modernes grâce à ses trois degrés de liberté  (rotation, tangage, roulis). La nacelle est équipée un siège inclinable à 30° identique à ceux équipant  les avions de chasse (type Rafale). La centrifugeuse peut produire de 1,4 à 15 G. Dans le cadre de nos  expérimentations l'accélération montera jusqu'à +4 Gz. Les profils des passages G et l'acquisition des  données sont commandés par ordinateur et un moniteur permet de surveiller le passager qui prend  place  dans  la  centrifugeuse.  Au  cours  de  la  centrifugation,  tous  les  paramètres  de  sécurité  nécessaires  au  fonctionnement  de  l'installation  d'essai  ainsi  que  tous  les  paramètres  relatifs  à  la  sécurité de la personne se prêtant aux expérimentations (en particulier l'électrocardiogramme) sont  enregistrés  et  visualisés  en  continu  par  un médecin  expérimenté.  En  outre,  une  communication  audiovisuelle est assurée en permanence grâce à des dispositifs de liaison phonique et vidéo avec la  salle  de  contrôle.  En  cas  de  survenue  d'un  critère  d'arrêt  expérimental  ou  à  la  demande  de  la  personne se prêtant à  l'expérience,  l'ensemble du dispositif peut être  immédiatement stoppé selon  un protocole d'arrêt sécurisé.      FIGURE  47.  Photo de la Centrifugeuse Humaine d’Applications de Recherches Médicales et d’Etudes Scientifiques (CHARMES en haut) et schématisation du principe de fonctionnement de la centrifugeuse (en bas). Axe de rotation Force centrifuge + Gz     106  5.1.1.3. CASQUES Deux configurations de casque ont été utilisées dans cette étude (Figure 48). La première correspond  au casque anciennement en dotation dans l'Armée de l'Air de type "Gueneau" (poids avec masque =  1,680  kg).  La  deuxième  configuration  consiste  à  visser  une masse  de  700g  à  l'avant  du  casque  Gueneau  (2,380  kg).  Cette  configuration  est  représentative  en  poids  et  centrage  des  jumelles  de  vision nocturne (translation vers l’avant et en haut du centre d’inertie) en position basse (lorsque les  pilotes les ont en face des yeux).      FIGURE 48. Configuration de casque Gueneau avec la masse simulant les JVN.      5.1.2. METHODE 5.1.2.1. SUJETS Neuf hommes et 5 femmes (ayant participés à l'étude I) se sont portés volontaires pour participer à  cette étude. Cette étude à fait  l’objet d’un CCPPRB approuvé par  le comité de  la Pitié‐Salpêtrière à  Paris. Tous  les sujets ont donné  leur accord pour participer à  l’étude et ont rempli au préalable un  questionnaire  adapté  du  Neck  Pain  and  Disability  Scale  (Wlodyka‐Demaille  et  al.  2002)  sur  leurs  antécédents  traumatiques  cervicaux.  Les  résultats de  ce questionnaire ont montré qu’aucun  sujet  n’avait d’antécédents de douleurs cervicales. De plus, chaque sujet a dû se soumettre à une visite  médicale obligatoire d’aptitude en centrifugeuse réalisée par un médecin militaire avant d’être inclus  dans l’étude. Avant chaque passage, un électrocardiogramme de contrôle du sujet a été effectué et  vérifié par le médecin responsable de l’essai.      Masse de 700g amovible simulant les JVN accéléromètre     109  protocole identique de production de force contre résistance manuelle est également effectué pour  la fonction d'élévation de l'épaule à 90° de façon bilatérale.    5.1.2.5. TRAITEMENT DES DONNEES Tests en centrifugeuse  Les niveaux d’activité  EMG mesurés  lors du  vol  simulé ont  été normalisés par  rapport  à  l’activité  maximale obtenue  lors de MVC en flexion, extension et élévation d’épaule respectivement pour  les  muscles  SCM  et  SCA,  PARA  et  SplCap,  et  TS.  Les  niveaux  d’activité  lors  des mouvements  et  des  maintiens de position n’ont pas été comparés à cause de l’importance de la modification relative des  électrodes par rapport au volume musculaire exploré avec la position du segment tête‐cou (Mayoux‐ Benhamou et al. 1997, Sommerich et al. 2000).  La procédure de normalisation utilisée dans  cette  étude présente des  inconvénients du même ordre puisque  l’activité maximale a été obtenue pour  ces muscles dans une position conforme à celle adoptée par les pilotes de chasse en vol réel.    Tests de force pré‐post  L'essai correspondant au couple de force isométrique maximal du sujet et l'activité EMG des muscles  associée sont retenus pour l'analyse. La RMS des signaux est calculée sur une fenêtre de 0,5 s lorsque  le couple de force est stable. L'efficience neuromusculaire en flexion et en extension est déterminée  en calculant le ratio entre la force et la RMS des muscles agonistes correspondante.    5.1.3. STATISTIQUES Une ANOVA à mesures  répétées  (sessions pré vs. post) a été  réalisée pour comparer  l’effet du vol  simulé sur la MVC en flexion et en extension du segment tête‐cou en fonction du genre et du type de  casque (tête nue vs. casques "Gueneau" vs. "JVN"). L’activité EMG des muscles agonistes et celle des  muscles antagonistes  lors de contractions maximales ont été analysées par une ANOVA à mesures  répétées (pré vs. post) en fonction du niveau de contraction (% MVC), du genre, du type de casque  pour  chaque  fonction  (flexion  et  extension)  séparément.  Les  modifications  de  l’efficience  neuromusculaire  (Nm/RMS)  des muscles  agonistes  ont  été  analysées  par  une  ANOVA  à mesures  répétées (pré vs. post) en fonction du niveau de contraction (25, 50, 75 et 100%), du genre et du type  de casque pour chaque position de manière séparée (flexion, extension, rotations + extension). Des  tests  post‐hoc  de Newman‐Keuls  ont  été  utilisés  pour  la  comparaison  de moyennes.  Le  seuil  de  significativité statistique a été fixé à P<0.05.      110  5.1.4. RESULTATS 5.1.4.1. MODIFICATION DE L'ACTIVITE EMG EN VOL SIMULE Influence du type de casque et du genre. Une ANOVA à mesures répétées (tête nue vs. Gueneau vs.  JVN)  sur  les muscles  SCM,  SCA,  SplCap  et  PARA  a  été  réalisée  pour  chaque mouvement.  Lors  du  maintien de  la position de  flexion du  segment  tête‐cou,  les muscles  SplCap  et PARA des  femmes  présentent une activité EMG plus élevée que celles des hommes (interaction muscle x genre, F=11.1,  P<0.001). De plus, le port de casque et notamment à masse déportée vers l’avant (JVN) augmente les  ajustements EMG des extenseurs chez les femmes principalement (effet interaction genre x casque x  muscles x accélération, F = 2.7, P<0.001, Figure 51).       111    FIGURE  51. Activité EMG normalisée (%max) en position de flexion maintenue des muscles agonistes (sternocleidomastoideus et SCA) et antagonistes (splenius capitis et paraspinaux) lors du vol simulé en fonction de l’accélération (1 à 4 +Gz). £ P<0.05 ; $ P<0.01 ; # P<0.001 : différence entre JNV vs. Gueneau et JVN vs. tête nue. *P<0.05 ; **P<0.01 ; ***P<0.001 : différence entre Gueneau et tête nue. 0 20 40 60 80 100 120 1 1.4 2.4 3 4 1 1.4 2.4 3 4 Femmes Hommes tête-nue casque classique casque à JVN SCM 0 20 40 60 80 100 120 1 1.4 2.4 3 4 1 1.4 2.4 3 4 Femmes Hommes SCA 0 20 40 60 80 100 120 1 1.4 2.4 3 4 1 1.4 2.4 3 4 Femmes Hommes tête-nue casque classique casque à JVN *** *** # # ** # # # # # # $ SplCap 0 20 40 60 80 100 120 1 1.4 2.4 3 4 1 1.4 2.4 3 4 Femmes Hommes * *** *** # # # # # # # # # * # $ $ £ PARA Ac tiv ité EM G (% R MS ma x)     114  chez  les hommes,  le SCM droit est  le muscle  le plus sollicité quel que soit  le niveau d’accélération  considéré (P<0.001, Figure 53). L’activité des muscles TS est globalement plus élevée à droite (17 vs.  8% RMSmax, F = 12.0, P<0.01) et augmente  linéairement avec  l’accélération de 7 à 24% RMSmax  chez les femmes et de 5 à 13.5% chez les hommes (interaction genre x accélération, F=3.5, P<0.05).  Ainsi, les femmes ont tendance à plus recruter les TS que les hommes (16.5 vs. 9.8%, F=4.5, P=0.056).  Aucun effet principal du type de casque ni d’interaction significative ne sont cependant observés.      115    FIGURE  53. Activité EMG normalisée (%max) en position de rotation gauche combinée à l’extension maintenue des muscles fléchisseurs (sternocleidomastoideus, SCM et scalenus, SCA) et extenseurs (splénius capitis SplCap et paraspinaux PARA) droits et gauches lors du vol simulé en fonction de l’accélération (1 à 4 +Gz). *P<0.05 ; ***P<0.001 : différence significative entre côtés droit et gauche pour un niveau d’accélération considéré. 0 10 20 30 40 50 60 70 1 2.4 3.0 4.0 1 2.4 3.0 4.0 Femmes Hommes Droit Gauche *** *** *** *** *** *** *** *** 0 10 20 30 40 50 60 70 1 2.4 3.0 4.0 1 2.4 3.0 4.0 Femmes Hommes *** *** *** 0 10 20 30 40 50 60 70 1 2.4 3.0 4.0 1 2.4 3.0 4.0 Femmes Hommes ********* 0 10 20 30 40 50 60 70 1 2.4 3.0 4.0 1 2.4 3.0 4.0 Femmes Hommes Droit Gauche * * * SCM SCA SplCap PARA A ct iv ité E M G (% m ax )     116  5.1.4.2. FORCE MAXIMALE VOLONTAIRE Après la session de vol simulé, la force du cou diminue chez les hommes en flexion (13%, P<0.001) et  en  extension  (5%,  P<0.01)  alors que  seule  la  force des  extenseurs diminue  significativement  (8%,  P<0.01) chez  les femmes (interaction significative genre x session x fonction, F=6.25, P<0.05, Figure  54). De plus,  le port d’un casque ne  semble pas majorer de manière  significative  la diminution de  force (pas d’effet principal de ce facteur). L’interaction entre les facteurs genre, fonction, session et  casque n’atteint pas le seuil de significativité (F=2.7, P = 0.08) mais indique toutefois une diminution  de force en flexion chez les femmes avec le port de casque.      FIGURE  54. Force maximale volontaire en flexion et en extension avant et après une session de vol simulé (effet d’interaction genre x session x fonction) conditions groupées (tête nue ou avec casque). ***P<0.001 ; **P<0.01 : différence significative entre pré et post vol simulé pour un groupe donné.     5.1.4.3. ACTIVITE EMG ET EFFICIENCE NEUROMUSCULAIRE Flexion. Après  la session de vol simulé,  l’activité EMG  lors de  la flexion du cou est significativement  altérée de 11% en condition maximale et du côté gauche chez les hommes uniquement (interaction  genre x session x latéralité x niveau de contraction, F=3.1, P<0.05, Figure 55).  0 50 100 150 200 250 300 350 Hommes Femmes Hommes Femmes Flexion Extension Fo rc e (N ) pré post *** ** **     119    FIGURE  56. Efficience neuromusculaire (N.µV-1) des muscles extenseurs (SplCap : graphiques de gauche vs. PARA : graphiques de droite) chez les hommes et les femmes avant et après les sessions de centrifugeuse en condition "tête nue" (graphiques du haut), "casque Gueneau" (graphiques du milieu) et "casque JVN" (graphiques du bas). * P<0.05, ** P<0.01, ***P<0.001 : différence significative pré vs. post session de vol simulé pour un niveau de force donné. Les données de droite et de gauche ont été moyennées.     0.0 0.5 1.0 1.5 2.0 2.5 3.0 25 50 75 100 25 50 75 100 Femmes Hommes *** ** ** ** Gueneau 0.0 0.5 1.0 1.5 2.0 2.5 3.0 25 50 75 100 25 50 75 100 Femmes Hommes * * JVN 0.0 0.5 1.0 1.5 2.0 2.5 3.0 25 50 75 100 25 50 75 100 Femmes Hommes 0.0 0.5 1.0 1.5 2.0 2.5 3.0 25 50 75 100 25 50 75 100 Femmes Hommes pre post *** PARA 0.0 0.5 1.0 1.5 2.0 2.5 3.0 25 50 75 100 25 50 75 100 Femmes Hommes pre post ** 0.0 0.5 1.0 1.5 2.0 2.5 3.0 25 50 75 100 25 50 75 100 Femmes Hommes ** *** SplCap Tête nue N M E (N m .µ V -1 )     120  5.2. ETUDE IV : INFLUENCE DES CARACTERISTIQUES INERTIELLES DU CASQUE SUR LE COMPORTEMENT CINEMATIQUE A 1GZ ET SUR LES REPONSES NEUROMUSCULAIRES EN VOL DE PILOTES DE CHASSE 5.2.1. MATERIEL 5.2.1.1. SYSTEME ZEBRIS© Le  système  Zébris®  CMS  70P  est  un  système  d'analyse  cinématique  de  repérage  par  ondes  ultrasonores en 3 dimensions. Les ondes émises par  les émetteurs ultrasonores  (ancillaires casque,  épaule  et  stylo  pointeur)  sont  captées  par  un  récepteur  placé  à  droite  du  sujet.  Utilisant  la  triangulation, les mesures de mouvement s’obtiennent en dérivant le temps entre les ondes émises  et  les ondes  reçues par  le  récepteur.  Le  récepteur  est muni de  3 microphones  reliés  à une unité  centrale d'acquisition de données. Chaque ancillaire est composé de 3 marqueurs, afin de définir  la  dimension  dans  laquelle  est  prise  la  mesure.  Les  émetteurs,  ou  marqueurs,  transmettent  des  ultrasons à une fréquence de 25 Hz et reliés à l’unité centrale. La distance séparant le marqueur des  3 microphones du récepteur est déterminée par la mesure du temps de parcours de la pulsation, du  marqueur,  jusqu’à  chaque microphone.  Les  coordonnées dans  l’espace de  chaque marqueur  sont  ensuite calculées, par triangulation. Ces coordonnées sont exprimées dans  le repère  (O, X, Y, Z) du  récepteur, et sont fonction du temps. L'acquisition des données s'effectue grâce au logiciel Windata  44. Les courbes de mouvements 3D et de repositionnement sont ensuite extraites et traitées grâce  un  programme  développé  sous  Matlab©  au  Laboratoire  de  BioMécanique  de  l'ENSAM  en  collaboration avec  le  laboratoire  Interaction Equilibre, Posture, Mouvement de  l'INSERM UMR 731.  Celui‐ci  permet  de  calculer  les  amplitudes  angulaires maximales  des mouvements  principaux  et  couplés ainsi que  les positions angulaires  lors des tests de repositionnement dans  les plans sagittal,  coronal et axial.    5.2.1.2. RAFALE ET MATERIELS EMBARQUES A l'intérieur de l'avion, le pilote est équipé des électrodes reliées au système d'enregistrement EMG  portable et autonome placé dans une des poches du pantalon anti‐G  (Figure 57). Pendant  toute  la  durée du vol le pilote est également filmé par une petite caméra stylo placée sur le coté du système  de vision tête haute à la hauteur de la tête du pilote. Toute les expérimentations ont été effectuées  sur un avion de type "Rafale C101" monoplace.      121    FIGURE 57. Dispositifs de mesure à l'intérieur de l'avion (Rafale, Dassault Aviation).   5.2.1.3. CASQUES Trois casques différents ont été utilisés dans cette étude (Figure 58). Le premier de type "Gueneau"  est le même que celui précédemment utilisé pour les expérimentations en centrifugeuse (poids avec  masque = 1,680 kg). Le deuxième est un prototype de casque intégrant un système de visée (VdC) qui  projette  les  informations  "système"  de  l'avion  directement  sur  la  rétine  du  pilote  ce  qui  a  pour  conséquence d'augmenter la masse du casque jusqu'à 2,05 kg avec masque et de déporter le centre  de  gravité  du  casque  vers  l'avant.  Deux  configurations  de  ce  casque  VdC  sont  testées  lors  des  mesures  d'amplitude  de mouvement  et  de  repositionnement  avec  le  système  Zebris©,  i.e.  une  configuration avec un poids de 50g placé sur  l'avant du casque  (MAV) et une avec  la même masse  placée à  l'arrière du casque (MAR),  le but étant de déterminer  la configuration  la plus optimale. Le  dernier de type "Gallet" est le plus léger (1,6 kg), il correspond au nouveau casque en dotation dans  l'Armée de l'Air Française, il a servit de référence au cours des expérimentations en vols.      FIGURE 58. Différents types de casque, Gueneau, VdC puis Gallet (de gauche à droite)    Caméra stylo Enregistreur EMGs     124  5.2.2.3. EMG DE SURFACE L'enregistrement de l'activité musculaire par EMG de surface est obtenu grâce à 4 paires d'électrodes  de surface autocollante (Ag/AgCl, Aerotrace, Control Graphique S.A.) placées de façon bilatérale sur  les muscles  sternocleidomatoideus, paraspinaux et  trapezius  superior.  Les électrodes de  référence  (1/muscle)  sont  placées  sur  des  parties  osseuses.  L'impédance  peau‐électrode  est  préalablement  diminuée grâce à une  solution d'alcool‐acétone et un  rasage de  la peau  si nécessaire  (Z < 10 kΩ).  L'acquisition  des  signaux myoélectriques  et  de  force  est  effectuée  par  un  enregistreur  16  voies  (modèle ME6000, Mega Electronics Ltd., Kuopio, Finlande) et pré‐amplifiés sur site. Les signaux sont  filtrés en  temps  réel par un passe‐bande  (8‐500 Hz) et par un  filtre  réjecteur 50 Hz.  La  fréquence  d'échantillonnage est fixée à 1 kHz par voie.    5.2.2.4. MESURE DE FORCE PRE / POST VOL Les  tests  de  force  en  flexion‐extension  et  inclinaison  latérale  droite  gauche  sont  effectué  sur  l'ergomètre "siège avion" décrit dans  l'Etude  III. On demande aux sujets d'effectuer 3 contractions  maximales  volontaires  (MVC)  d'environ  5  secondes  en  flexion  et  extension  ainsi  qu'en  inclinaison  latérale droite et gauche du rachis cervical 0° (position neutre). Le passage pour  les 4 fonctions est  effectué dans un ordre aléatoire pour éviter  les erreurs  systématiques. De même, une période de  repos  de  2 minutes  est  respectée  entre  chaque  contraction  pour  éviter  un  effet  cumulatif  de  la  fatigue sur la fonction cervicale (Sommerich et al. 2000).     5.2.2.5. TRAITEMENT DES DONNEES Mesures d'amplitude et de proprioception  L'amplitude maximale  pour  chaque mouvement  est  déterminée  en  tenant  compte  de  la  position  initiale du  sujet.  L’erreur de  repositionnement absolue en  flexion‐extension est mesurée après  les  trois mouvements en prenant la position neutre comme position de référence. Pour les deux autres  tests  de  repositionnement  (3  essais  dissociés  pour  chaque  test)  on mesure  l’erreur  absolue  pour  chaque mouvement.  Mesure de force et d'activité EMG  L'essai correspondant au couple de force isométrique maximal du sujet et l'activité EMG des muscles  associée est retenu pour l'analyse. La RMS des signaux est calculée sur une fenêtre de 0,5 s lorsque le  couple de  force est  stable.  L'efficience neuromusculaire est déterminée par  le  ratio entre  la  force  maximale et la RMS des muscles agonistes correspondante.      125  5.2.3. STATISTIQUES Dans  les tests à 1G,  les amplitudes maximales des mouvements principaux (MP) ont été comparées  entre  les pilotes sains et cervicalgiques en fonction du type de casque par une ANOVA à un facteur  groupe et à mesures répétées (plan x direction x type de casque). Une ANOVA à un facteur groupe et  facteurs  répétés  (type  de  casque  x  direction  x MC)  a  été  réalisée  afin  de  comparer  pour  chaque  mouvement principal les amplitudes des mouvements couplés (MC) en fonction du casque ainsi que  les  ratios  MP/MC  permettant  de  rendre  compte  de  la  part  du  MC  relativement  au  MP.  Les  performances absolues et relatives au secteur angulaire parcouru  lors du test de repositionnement  ont été  comparées entre  les  groupes pour  chaque mouvement  séparément par une ANOVA  à un  facteur groupe et à mesures répétées (type de casque).  Pour  l’étude  en  condition  de  vol  réel,  les  durées  de  vol  totale  et  relative  en  fonction  du  niveau  d’accélération (<2G, >2G) ont été comparées entre les 2 sessions casque classique vs. JVN. Les MVC  réalisées  avant  et  après  le  vol  ont  été  comparées  par  une ANOVA  à mesures  répétées  (casque  x  pre/post  x  fonction) pour  chaque plan  séparément. De plus,  L’activité  EMG maximale,  l’efficience  neuromusculaire  (NME) et  les niveaux de coactivation des muscles antagonistes ont été comparés  entre les groupes avant et après les vols par une ANOVA à un facteur groupe et à mesures répétées  (casque x pre/post x direction) pour chaque plan séparément. Des tests post hoc de Newman‐Keuls  ont été utilisés lorsque appropriés. Le seuil de significativité a été fixé à P<0.05.      5.2.4. RESULTATS 5.2.4.1. AMPLITUDE DE MOUVEMENTS DU SEGMENT TETE-COU Amplitudes  des  mouvements  principaux  (PM).  Les  pilotes  sains  et  cervicalgiques  présentent  des  amplitudes des mouvements principaux similaires, bien que ces derniers aient tendance à avoir des  amplitudes  limitées  surtout  dans  le  plan  sagittal  (Figure  60).  Globalement,  le  port  d’un  casque  diminue  les  amplitudes des PM du  segment  tête‐cou par  rapport  à  la  condition  tête‐nue  (F=58.2,  P<0.001). Une  interaction significative entre groupe x plan x casque (F=2.6, P<0.05)  indique que  les  pilotes cervicalgiques ont des amplitudes de  flexion‐extension plus  faibles avec  le casque Gueneau  comparé  au  casque VdC  (P<0.001),  contrairement  aux  sujets  sains. Dans  les  autres plans,  aucune  différence n’est constatée entre les casques pour les deux groupes.      126    FIGURE  60. Amplitudes (°) des mouvements principaux dans les plans sagittal (flexion, extension), coronal (ILD, ILG) et axial (RAD, RAG) dans différentes conditions inertielles du segment tête-cou (Gueneau, MAV, MAR et tête-nue) de pilotes sains et cervicalgiques. §P<0.001 : différence entre plan sagittal avec casque Gueneau vs. autres conditions. Moyenne±SE.     Amplitudes des mouvements couplés et ratios amplitude couplée / principale.  Plan sagittal. L’ANOVA à un facteur groupe et facteurs répétés (casque x direction x CM) indique que  globalement  l’amplitude des mouvements couplés en  inclinaison et en rotation est plus faible chez  les pilotes cervicalgiques (27%, F=8.9, P<0.01). L’interaction casque x groupe (F=5.2, P<0.01) montre  que cela est vrai uniquement pour les casques MAV et MAR (P<0.01). Les ratios CM/PM sont réduits  chez  les  pilotes  cervicalgiques  (%,  F=4.2,  P=0.057)  et  notamment  pour  les  casques MAR  et MAV  (interaction groupe x casque, F=5.9, P<0.01). Il est également à noter que les mouvements couplés et  les  ratios  CM/PM  sont  plus  variables  chez  les  pilotes  sains  alors  que  les  pilotes  cervicalgiques  présentent des valeurs similaires quelle que soit la condition (avec ou sans casque, Figure 61).    20 30 40 50 60 70 80 Flex Ext IncLatD IncLatG RotD RotG Pilotes Cervicalgiques Gueneau MAV MAR tête nue§ § 20 30 40 50 60 70 80 FLEX EXT SBD SBG RAD RAG Pilotes Sains Gueneau MAV MAR tête nue A m pl itu de (° ) A m pl itu de P M (° ) I D I G A IL IL AXTFLEX     129    FIGURE  63.  Amplitudes des mouvements couplés (graphique du haut) et valeurs des ratios CM/PM (graphique du bas) lors de rotation active droite et gauche du segment tête-cou de pilotes sains et cervicalgiques. Aucun effet principal ou d’interaction n’est constaté.     Tests de repositionnement du segment tête‐cou.  Le sens de repositionnement des pilotes cervicalgiques est uniquement altéré  lors de mouvements  d’extension comparativement aux pilotes sains (3.4 ± 0.4° vs. 2.1±0.3°, F=7.8, P<0.05 ; Tableau 15).  TABLEAU 15. Erreur absolue (°) et relative (% amplitude parcourue) lors des tests de repositionnement en flexion, extension et en rotations combinées à l’extension du segment tête-cou chez des pilotes sains et cervicalgiques. Moyenne (SE). #P<0.05 différence significative entre les groupes. (aP = 0.07 cervicalgiques > sains).   Rotation combinée à l’extension Groupes Flexion Extension Droite Gauche Rotation Extension Rotation Extension deg° % deg° % deg° % deg° % deg° % deg° % Sains 3.8 16 2.1 9 2.9 9 1.6 16 3.3 9 1.5 13 (0.6) (2) (0.4) (2) (0.3) (2) (0.3) (3) (0.3) (1) (0.2) (2) Cervicalgiques 4.1 16 3.7 # 14 a 3.6 11 1.8 10 3.7 10 1.5 11 (0.6) (2) (0.5) (2) (0.4) (2) (0.3) (3) (0.3) (1) (0.1) (2)     A m pl itu de C M (° ) R at io C M /P M 0.00 1.00 2.00 3.00 4.00 5.00 6.00 7.00 8.00 9.00 FE IL FE IL CERVICALGIQUES SAINS RAD RAG 0.00 0.02 0.04 0.06 0.08 0.10 0.12 0.14 0.16 FE IL FE IL CERVICALGIQUES SAINS RAD RAG     130  5.2.4.2. EFFET DU VOL SUR LA FORCE MAXIMALE ISOMETRIQUE L'analyse du temps et du niveau d'exposition au facteur de charge en vol pour le casque Gallet et le  casque  VdC  ne montre  aucune  différence  de  durée  total  de  vol  (6612  ±  350  s  et  6392  ±  414  s  respectivement,  P>0,05).  De même,  l'exposition  au  facteur  de  charge  est  comparable  d'un  vol  à  l'autre avec des durées totales similaires (environ 1h50min). De même,  les durées relatives passées   en dessous (91%) ou au dessus de +2 Gz (9%) sont comparables entres les vols. Ces vols n'étant pas à  fort facteur de charges, les temps passés au dessus de +3 Gz jusqu'à +5 Gz (maximum rapporté) sont  négligeables proportionnellement à la durée totale de vol.    Dans  le  plan  sagittal,  la  force  d’extension  cervicale  développée  par  les  pilotes  diminue  significativement après le vol quel que soit le type de casque alors que la force de flexion diminue de  manière significative uniquement avec le casque VdC (Figure 64)      FIGURE 64. Force en flexion et en extension du segment tête-cou avant (pre) et après une session de vol type "système" avec 2 casques différents (Gallet vs. VdC). *P<0.05 : différence significative entre pré et post pour une condition donnée. #P<0.05 : différence significative entre classique vs. JVN pour une même condition.                 Fo rc e (N ) 0 100 200 300 400 Gallet VdC Gallet VdC FLEXION EXTENSION * * P=0.058 # P R E P O S T     131  En revanche, lors des inclinaisons latérales, aucun effet n’est constaté (Figure 65).      FIGURE 65. Force en inclinaison latérale droite (ILD) et gauche Castro, Sautmann, Schilgenet Sautmann du segment tête-cou avant (pre) et après une session de vol type "système" avec 2 casques différents (Gallet vs. VdC).   5.2.4.3. ACTIVITE EMG AGONISTE, ANTAGONISTE ET EFFICIENCE NEUROMUSCULAIRE L’activité EMG maximale des muscles agonistes de même que celle des muscles antagonistes n’est  pas  significativement altérée par  le vol quel que  soit  le  type de casque ou  la  fonction. Par contre,  l’efficience neuromusculaire  en  flexion diminue  significativement  après  le  vol uniquement  avec  le  casque VdC (P<0.05).    Fo rc e (N ) 0 50 100 150 200 250 Gallet VdC Gallet VdC ILD ILG P R E P O S T     134  5.3.2. INFLUENCE DU POIDS DU CASQUE SUR LA CINEMATIQUE 3D DU SEGMENT TETE-COU DE PILOTES SAINS VS. CERVICALGIQUES Les  pilotes  cervicalgiques  présentent  une  cinématique  perturbée  avec  une  diminution  des  mouvements couplés  lors de mouvements de flexion ‐ extension quelle que soit  la configuration de  tête. Dans notre étude,  les valeurs d'amplitude de mouvements principaux (tête nue) chez  les deux  populations  de  pilotes  (sains  et  symptomatiques)  sont  en  accord  avec  celles  précédemment  rapportées  chez  les  pilotes  de  chasse  (Alricsson  et  al.  2001,  Burnett  et  al.  2004).  Par  contre,  contrairement à d'autres études (Dvorak et al. 1993, Dall'Alba et al. 2001, Ylinen et al. 2003) réalisées  chez des sujets non‐pilotes symptomatiques, aucune limitation de l'amplitude totale de mouvement  principal n'est observée chez les pilotes cervicalgiques par rapport aux pilotes sains. Ce résultat peut  s'expliquer par  les mouvements  répétés de  la  tête quotidiennement  en  vol des pilotes de  chasse  cervicalgiques ou non.  En  revanche,  les  limitations  d'amplitudes  des  mouvements  couplés  (Knudson  et  al.  1988)  uniquement et l'altération du sens de repositionnent observée chez les pilotes cervicalgiques ont été  préalablement rapportés par d'autres auteurs chez des sujets symptomatiques (non‐pilotes) tête nue  (Dall'Alba  et  al.  2001,  Ylinen  et  al.  2003, McNair  et  al.  2007).  Il  semblerait  que  cette  réduction  d'amplitude des CM au cours de la flexion – extension du segment tête‐cou résulte d'un "verrouillage  préventif" par les muscles cervicaux des pilotes afin de compenser une instabilité post‐lésionnelle du  rachis cervical. Néanmoins,  la quantification des patrons de recrutement des muscles cervicaux est  nécessaire afin de valider cette hypothèse.   Le  comportement  cinématique  3D  montre  également  une  modification  de  l'amplitude  des  CM  uniquement chez  les pilotes de chasse sains,  liée au port du casque VdC quelle que soit  la position  (avant ou arrière) de  la masse de 50g. Il semblerait donc que  les propriétés  inertielles de ce casque  (déport  du  centre  de  gravité  vers  l'avant)  aient  un  retentissement  sur  la  cinématique  des  CM  traduisant une certaine instabilité du rachis cervical des pilotes sains lors du port du casque VdC. Des  travaux sur la modélisation du rachis cervical à l'éjection menés au laboratoire de BioMécanique de  l'ENSAM en collaboration avec l'Institut de Médecine du Service de Santé des Armées, en parallèle de  cette  étude,  viendraient  appuyer  cette  hypothèse  (Bernier‐Chavary  et  al.  2007).  Ils montrent  par  radiographie basse dose (EOS©) que le port du casque VdC modifie la posture du segment tête‐cou  en  diminuant  la  lordose  cervicale  des  pilotes  de  chasse  sains  et  cervicalgiques.  Les  simulations  d'éjection  indiquent  que  le  port  du  casque  VdC  induit  un moment  de  flexion  du  rachis  cervical  supplémentaire  qui  pourraient  être  responsables  de  nombreuses  lésions  (Bernier‐Chavary  et  al.  2007).      135  L'étude préliminaire réalisée avec le même casque intégrant le système de visée (VdC) en condition  de  vols  réels  indique que  le port de  ce  type de  casque provoque une  incapacité des pilotes  sains  après un vol à atteindre leur niveau de force développé avant le vol bien que le facteur de charge au  cours de ce dernier ait été très modéré (91% du temps <2 Gz). Ceci traduit probablement un état de  fatigue musculaire. De plus, lorsque le facteur de charge augmente (vol de type combat aérien > 4Gz)  cette  altération  est  nettement  majorée  proportionnellement  au  temps  de  vol  (résultats  non  présentés  concernant 3 des 6 pilotes asymptomatiques ayant participé à  cette étude). Ce  type de  casque  induisant  une  instabilité  cervicale  à  1G  et  une  altération  prématurée  de  la  capacité  de  production de force présente donc un risque lésionnel potentiel chez les pilotes sains en vol.           136  CONCLUSION GENERALE ET PERSPECTIVES   Notre première étude montre que la différence de rapport de force en flexion / extension, observée  entre des sujets hommes et femmes sains et jeunes, ne s'explique pas simplement par une différence  équivalente de  rapport PCSA des  fléchisseurs  / PCSA des extenseurs.  Les hommes présentent une  force spécifique des muscles fléchisseurs et une efficience neuromusculaire en flexion supérieures à  celles  des  femmes.  De  plus,  ces  dernières  présentent  une  coactivation  majorée  des  muscles  stabilisateurs (TS) et extenseurs du rachis cervical en flexion comparées aux hommes. Ces résultats  montrent  le rôle prédominant des facteurs nerveux sur  la capacité de production de force chez des  femmes sédentaires. L'enregistrement de  l'activité EMG des muscles cervicaux en centrifugeuse sur  la même  population  de  femmes  (Etude  III),  indiquent  également  que  les  femmes  requièrent  une  activité EMG plus importante lors du maintien de postures spécifiques de vol sous accélérations que  les  hommes  et  ce  quelle  que  soit  la  position.  Ces  résultats  sont  probablement  liés  à  la  taille  des  extenseurs plus faibles chez  les femmes relativement aux fléchisseurs par rapport aux hommes. De  plus, les différences d'activité EMG en centrifugeuse sont majorées par le port d’un casque suggérant  ainsi les risques encourus par le personnel naviguant féminin non entraîné. Enfin, lors du maintien de  certaines postures, des patrons de recrutement musculaire spécifiques au genre semblent émerger.  Les femmes recrutent majoritairement leurs muscles extenseurs pour assurer la stabilité du segment  tête‐cou  contrairement  aux  hommes  probablement  à  cause  des  différences  de  CSA  des muscles  fléchisseurs par rapport aux extenseurs rapportée dans l'étude I chez les femmes. Collectivement ces  résultats  tendent  à montrer  que  le  segment  tête‐cou  des  femmes  n'est  pas  calqué  sur  celui  des  hommes. Les différences de morphologie, de  force et de patrons de  recrutement musculaire  sous  accélérations  tendent à montrer que  les  femmes  s'adaptent à  la contrainte de  façon  spécifique et  notamment, elles vont être plus sensibles aux modifications des propriétés inertielles du casque que  les hommes.    L'exposition  chronique  aux  accélérations  ne  semble  pas  induire  de modification  de  la  force  des  muscles du segment tête‐cou dans le plan sagittal si l'on compare les pilotes de chasse avec les sujets  masculins  non‐pilotes,  bien  que  les  pilotes  soit  de  10  ans  leurs  ainés. Néanmoins  la  plupart  des  études confirment que  la MVC du  rachis cervical est conservée  jusqu'à 70 ans  (Jordan et al. 1999,  Chiu et al. 2002). Par contre il est évident que cette exposition chronique au facteur de charge induit  une dégénérescence cervicale majorée comparée à la prévalence des cervicalgies rapportées dans la  population générale. On observe une diminution de  la  force  spécifique des muscles en  inclinaison  latérale chez les pilotes de chasse symptomatiques par rapport aux pilotes sains probablement due à      139  BIBLIOGRAPHIE   Aagaard P, Andersen JL, Dyhre‐Poulsen P, Leffers AM, Wagner A, Magnusson SP, Halkjaer‐Kristensen  J,  Simonsen  EB.  A  mechanism  for  increased  contractile  strength  of  human  pennate  muscle  in  response to strength training: changes in muscle architecture. J Physiol 534: 613‐23, 2001.    Abernethy  P,  Wilson  G,  Logan  P.  Strength  and  power  assessment.  Issues,  controversies  and  challenges. Sports Med 19: 401‐17, 1995.    Adams GR, Duvoisin MR, Dudley GA. Magnetic resonance imaging and electromyography as indexes  of muscle function. J Appl Physiol 73: 1578‐83, 1992.    Albano JJ, Stanford JB. Prevention of minor neck injuries in F‐16 pilots. Aviat Space Environ Med 69:  1193‐9, 1998.    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