Artículos científicos
Criterios mecánicos para la progresión en ejercicios de rotación interna y externa del hombro en el plano sagital
Toledo JM; Ribeiro DC; Loss JF
Escuela de Educación Física, Universidad Federal de Rio Grande do Sul, Porto Alegre, RS – Brasil
Correspondencia a
ABSTRACT
Introducción: El conocimiento de la capacidad de producción de par y fuerza y de los patrones de brazo de momento a lo largo del movimiento, y su influencia en el par producido, son esenciales para la comprensión del movimiento humano y pueden ser de gran utilidad para el control de la sobrecarga impuesta a la estructura músculo-tendinosa. Objetivo: Presentar criterios mecánicos de progresión en ejercicios de rotación interna (RI) y rotación externa (RE) del hombro en el plano sagital. Método: Seis individuos fueron evaluados utilizando un dinamómetro isocinético y un electrogoniómetro. A partir de los datos recogidos, se calcularon el par medio, la fuerza resultante media y el brazo de momento medio ponderado utilizando el software SAD32 y Matlab®. Resultados: Los ángulos en los que se produjeron los picos de torsión ER e IR fueron -34º y 6º con valores de 43 Nm y 69 Nm, respectivamente. Los picos de fuerza muscular de ER e IR se produjeron a 35º y -14º, y los valores en estos ángulos fueron de 10227 N y 8464 N, respectivamente. El brazo de momento medio ponderado para el ER presentó un patrón creciente a lo largo de toda la amplitud de movimiento (ROM) y el pico se produjo al final del ROM, es decir, a -50º (0,91 cm). El brazo de momento medio ponderado para el RI fue casi constante con su pico a los 50º (0,96 cm). Conclusiones: Los criterios mecánicos de progresión en los ejercicios de rotación interna y externa del hombro son el torque, la fuerza y el brazo de momento medio ponderado porque se pueden provocar diferentes sobrecargas en la estructura músculo-tendinosa según sus patrones sobre el ROM.
Palabras clave: hombro, ejercicio, rotación, rehabilitación.
INTRODUCCIÓN
La rehabilitación de la articulación del hombro puede ser difícil no sólo por su compleja función, que implica la integridad anatómica y funcional, sino también por las contribuciones fisiológicas y biomecánicas de estructuras como la escápula1,2. En general, los programas de rehabilitación del hombro utilizan, en la mayoría de los casos, ejercicios con cargas e intensidades progresivas según el tipo de lesión y procedimiento quirúrgico que se haya realizado1,2,3. Aunque estas características son determinantes para la progresión de los ejercicios, el conocimiento de la mecánica articular es fundamental para elegir adecuadamente los ejercicios3.
Los movimientos articulares son consecuencia de la rotación de un segmento con respecto a otro. Este efecto de rotación de una fuerza aplicada se denomina par o momento. El par que un músculo genera sobre la articulación está influenciado por el rango del brazo de momento o la capacidad de producción de fuerza de la articulación4,5,6.
El brazo de momento (distancia perpendicular) es la menor distancia entre la línea de acción del músculo y el centro de rotación de la articulación4,7,8,9. La magnitud del brazo de momento representa la ventaja mecánica de un músculo en una articulación, y su medición puede ayudar a comprender el funcionamiento del músculo5.
La capacidad de producción de fuerza del músculo durante la contracción es una de las propiedades mecánicas que más se han descrito en los estudios, ya que es la que proporciona la fuerza necesaria para mantener la postura e iniciar los movimientos10. La capacidad de producción de fuerza depende de varios factores como la relación longitud-tensión, la relación fuerza-velocidad y el reclutamiento de fibras (suma espacial y temporal). Sin embargo, para las contracciones máximas a velocidad constante, la capacidad de producción de fuerza del músculo depende de la longitud muscular y esta «dependencia» se relaciona directamente con la relación longitud-tensión del sarcómero11. Esta relación puede explicarse mediante la teoría de los filamentos deslizantes12,13 y la teoría de los puentes cruzados14,15. La teoría del filamento deslizante asume que los cambios en las longitudes del sarcómero, de la fibra y del músculo se producen por el deslizamiento de los miofilamentos de actina y miosina dentro del sarcómero desde los puentes cruzados. Por lo tanto, la fuerza máxima que genera el músculo se producirá en una longitud de sarcómero en la que la superposición entre la actina y la miosina permita el mayor número de puentes cruzados12,13,14,15.
El conocimiento de la capacidad de producción de par y fuerza y del brazo de momento en el transcurso del movimiento, así como su influencia en el comportamiento del par producido, son esenciales para comprender el movimiento humano y pueden ser de gran utilidad para controlar la sobrecarga impuesta a la estructura músculo-tendinosa, así como para planificar mejor la progresión del ejercicio en un programa de rehabilitación16,17,18.
El objetivo de este estudio fue presentar criterios mecánicos para la progresión de los ejercicios de rotación interna (RI) y rotación externa (RE) del hombro, cuando se realizan en el plano sagital.
MATERIALES Y MÉTODOS
Este estudio fue aprobado por el Comité de Ética del Centro Universitario Metodista IPA (registro nº 1211) y todos los participantes firmaron una declaración de consentimiento libre e informado.
La muestra estaba formada por seis individuos de sexo masculino, con edades comprendidas entre los 22 y los 32 años (media: 25,1 ± 4,0) y estatura entre 167 y 192 cm (media: 182,6 ± 9,8), que realizaban regularmente actividades físicas (al menos dos veces por semana). Todos los individuos de la muestra participaron en todas las etapas del estudio. El hombro evaluado fue el derecho (miembro dominante) y ninguno de los individuos presentaba antecedentes de lesiones o disfunciones en el hombro evaluado.
La toma de datos consistió en la medición del par máximo de ER e IR producido a 60º/seg en el plano sagital. Para ello se utilizó un dinamómetro isocinético (modelo Cybex Norm, Dataq Instruments, Inc., Ohio, Estados Unidos). Con el fin de registrar las posiciones articulares con mayor precisión, se utilizó un electrogoniómetro (modelo XM 180, Biometrics Ltd (Cwmfelinfach, Gwent, Reino Unido), adaptado junto con el dinamómetro isocinético. El dinamómetro isocinético y el electrogoniómetro se conectaron a un microordenador Pentium III 650 MHz mediante un convertidor analógico-digital de 16 canales. Para el procesamiento de los datos se utilizó el software SAD32 (sistema de adquisición de datos desarrollado por el Laboratorio de Mediciones Mecánicas de la Universidad Federal de Rio Grande do Sul) y el software MATLAB 7.0® (MathWorks Inc, Massachusetts, Estados Unidos).
Los procedimientos de recolección se dividieron en cinco fases: preparación, posicionamiento, calibración, familiarización con la prueba y prueba.
Preparación: calentamiento y estiramiento del brazo derecho.
Posicionamiento de los individuos: decúbito dorsal con el brazo derecho colocado en abducción de 90º y el codo flexionado a 90º.
Calibración: los rangos de movimiento (ROM) del ER y del IR se determinaron según el ROM máximo en el que el individuo era capaz de producir el par máximo. El ángulo de rotación cero en el electrogoniómetro se estableció como el ángulo correspondiente a la posición de rotación neutra.
Familiarización: se realizaron tres repeticiones de contracciones concéntricas submáximas ER y IR.
Prueba: se realizaron cinco repeticiones de contracciones concéntricas máximas de ER e IR a una velocidad angular de 60º/seg19.
Los datos del par generado y del ángulo se filtraron utilizando un filtro digital Butterworth de tercer orden de paso bajo con un corte de frecuencia de 3 Hz para los datos del ángulo y de 10 Hz para los datos del par. Tras el filtrado de la señal, se calculó la media de las cinco repeticiones. La convención utilizada para las posiciones angulares fue que el ER tendría valores negativos y el IR tendría valores positivos8.
A partir de los valores de torque del ER y del IR, fue posible estimar la magnitud de la fuerza resultante ejercida por las rotaciones externas e internas, a través de la relación entre el torque y el brazo de momento de aplicación de la fuerza. Dado que muchos músculos son capaces de realizar ER o IR, se hizo una simplificación, para hacer posible la determinación de la ecuación (1):
T = dp x Fm (1)
En la que: T = par; Fm = fuerza muscular; dp = brazo de momento (entre la línea de acción de la fuerza muscular y el centro de rotación del hombro)8.
Para ello, se calcularon los brazos de momento medios de todos los músculos rotadores internos y rotadores externos. Esta media se ponderó por el área fisiológica de la sección transversal de cada músculo, resultando así el brazo de momento medio ponderado (WMMA). Los músculos utilizados para el cálculo fueron el supraespinoso, el infraespinoso, el teres menor, el deltoide posterior, el deltoide medio y el deltoide anterior para el RE; y el pectoral mayor, el dorsal ancho, el teres mayor, el deltoide posterior, el deltoide medio y el deltoide anterior para el RI. El área muscular fisiológica transversal y los brazos de momento de los músculos se obtuvieron de la literatura 8.
RESULTADOS
El comportamiento del par de la ER se presenta en la figura 1. Al principio del movimiento, hubo un aumento y luego la curva tendió a mantenerse constante en el tramo intermedio del ROM. Después de mantener esta meseta, hubo un ligero aumento que representa el pico de par. Al final del movimiento, la curva de par presentó una fase descendente. El pico de par de la ER se produjo en un ángulo de -34º, en el que el hombro se rota externamente con un par medio de 43 Nm (100%).
El comportamiento de la AMM del RE presentó un crecimiento a lo largo del ROM (Figura 2). La mayor AMM de la ER se produjo a -50º de rotación, lo que correspondió a un brazo de momento de 0,91 cm.
El comportamiento de la fuerza muscular resultante del ER pudo dividirse en dos fases (Figura 3): una ascendente hasta el pico de fuerza y otra descendente hasta el final del movimiento. A diferencia del comportamiento de la torsión, el pico de fuerza se produjo al rotar internamente el hombro, cuando estaba estirado, antes de alcanzar la posición neutra y sin presentar ninguna meseta a lo largo del ROM. El pico de fuerza ER se produjo en un ángulo de 35º, con un valor medio de 10227N (100%).
El comportamiento del par IR (Figura 4) fue muy similar al patrón ER (Figura 1). Al inicio del movimiento, esta curva también presentó un aumento y luego tendió a mantenerse constante en el tramo intermedio del ROM. Sin embargo, a diferencia de la ER, el pico de torque de la IR ocurrió en un ángulo aproximado de 6º durante esta meseta, con una media de 69 Nm (100%), cuando el hombro estaba en rotación interna. Al final del movimiento, esta curva de par también presentó una fase descendente.
El comportamiento de la AMM del RI fue prácticamente constante en el transcurso del ROM (Figura 5). Al inicio del movimiento, hubo una fase ascendente, que terminó aproximadamente en el tramo intermedio del ROM, cuando la AMM fue prácticamente constante. A continuación, se produjo una nueva fase ascendente, que culminó en el pico de la AMM al final del movimiento. La mayor AMM del RI se produjo en una rotación de 50º, con un brazo de momento de 0,96 cm.
El comportamiento de la curva de fuerza resultante de la RI (Figura 6) fue similar al de la curva de par de la RI (Figura 4), pero con diferentes magnitudes. Al inicio del movimiento, esta curva también presentó un aumento y luego tendió a mantenerse constante durante el tramo intermedio del ROM. En la meseta, el pico de fuerza del RI se produjo en un ángulo aproximado de -14º, con una media de 8464N (100%), cuando el hombro estaba en rotación externa. Al final del movimiento, esta curva también presentó una fase descendente.
DISCUSIÓN
Durante la ER, se observó que la meseta de par que se produjo en la mitad del ROM se mantuvo debido al comportamiento antagónico de la AMM y la fuerza resultante de la ER. Dado que el pico de torsión de la ER se produjo cuando el hombro estaba en rotación externa, puede deducirse que la AMM fue más importante para la generación de torsión en este ROM y para el mantenimiento de la meseta que la relación longitud versus tensión representada por la curva de la fuerza resultante. También puede observarse que el par máximo y la fuerza máxima no se produjeron en los mismos ángulos, ya que dependían de la relación longitud-tensión del músculo y de su respectivo brazo de momento11.
El comportamiento de la curva de fuerza ER fue muy similar al comportamiento de la curva de la relación longitud-tensión del sarcómero que fue presentada por Gordon et al.20. El pico de fuerza ocurrió cuando el hombro fue rotado internamente, cuando el músculo fue ligeramente estirado. En este ángulo, se puede especular que los sarcómeros están en una posición «excelente» para la formación de puentes cruzados. Dado que los músculos están ligeramente estirados, hay una contribución de los elementos elásticos de los músculos, a la producción de fuerza21,22,23. Después de este punto, la fuerza disminuye debido al acortamiento del músculo y a la menor posibilidad de formar nuevos puentes cruzados11,23,24.
Respecto a la RI, las curvas de par y fuerza resultante pueden ser analizadas simultáneamente debido a su comportamiento similar. Esto se debe al comportamiento de la AMM, que permanece más o menos constante, con una tasa de incremento muy baja. Estos resultados son similares a los de Rassier et al.11, que informaron de que la relación par-ángulo de un músculo está determinada por la relación longitud-tensión y el brazo de momento. Cuando el brazo de momento se mantiene constante durante todo el movimiento, el comportamiento de la curva de par refleja la curva de fuerza resultante. Por lo tanto, se puede suponer que la relación longitud-tensión es el principal factor responsable del comportamiento del par IR.
El objetivo de la rehabilitación es recuperar el ROM y fortalecer los músculos, especialmente los rotadores, que son importantes para estabilizar y proteger las estructuras articulares de las lesiones. Los ejercicios deben tener cargas progresivas y respetar la mecánica del funcionamiento articular, y un programa de rehabilitación debe ser eficiente para lograr los objetivos y respetar las características particulares del hombro25. En el caso específico del hombro, en el que el movimiento de rotación se realiza mediante la acción sinérgica de diferentes músculos, es importante valorar el brazo de momento medio ponderado y la capacidad de producción de fuerza resultante como criterio de progresión en la intensidad y cargas de los ejercicios.
El brazo de momento representa la ventaja mecánica del músculo y puede utilizarse para determinar qué músculos son estabilizadores y cuáles son motores primarios en una posición articular determinada. Cuando el brazo de momento es cero o cercano a cero, durante la contracción, el músculo sólo genera compresión y, en consecuencia, funciona como estabilizador de la articulación. En cambio, cuando la línea de acción del músculo se aleja del centro de rotación, puede considerarse un motor de movimiento primario4.
Kuechle et al.8 informaron que, para los movimientos de rotación interna y externa (abducción de 90º), los músculos reclutados con mayor sobrecarga son el subescapular y el pectoral mayor durante la rotación interna y el teres menor y el infraespinoso durante la rotación externa. Los demás músculos son menos importantes. La realización de movimientos en los que un músculo debilitado es un accesorio (brazo de momento más pequeño) puede reducir la sobrecarga impuesta. En los músculos motores primarios, la carga puede controlarse mediante la relación entre el par de resistencia, la capacidad de producción de par del músculo, el brazo de momento y el comportamiento de la fuerza. La aplicación de resistencia en amplitudes con mayor ventaja mecánica y/o una ventaja en la relación longitud-tensión puede promover una menor sobrecarga en la estructura músculo-tendinosa. Por otro lado, si la resistencia máxima se aplica en amplitudes en las que el brazo de momento y la relación longitud-tensión son desfavorables, habrá una mayor sobrecarga.
En las lesiones del teres menor y del infraespinoso, la carga impuesta puede variar, modificando así la sección angular en la que se produce el pico de resistencia al momento. Durante la fase inicial de un programa de rehabilitación, se recomienda el refuerzo muscular, con pequeñas cargas para optimizar el proceso de curación16,17. Este trabajo puede realizarse con el pico de resistencia al torque situado entre las posiciones neutra y final de la ER, en una abducción de hombro de 90º, ya que en este tramo existe una ventaja mecánica (mayor brazo de momento) durante la producción de torque y se necesitan menores niveles de producción de fuerza. En consecuencia, se activará un menor número de unidades motoras, generando así una menor sobrecarga en el músculo.
En la fase intermedia de la rehabilitación, el pico de par de resistencia podría producirse entre la posición neutra y el IR máximo ya que, durante este tramo, el brazo de momento es menor y la capacidad de producción de fuerza es el principal factor responsable de la producción de par. Con el mismo par de resistencia citado en el ejemplo anterior, el teres menor y el infraespinoso se verán sometidos a una mayor sobrecarga, ya que se debe reclutar un mayor número de unidades motoras para compensar la disminución del brazo de momento, con el fin de generar el mismo par.
CONCLUSIÓN
Los criterios mecánicos de progresión en los ejercicios de rotación interna y externa son el torque, la fuerza y el brazo de momento medio ponderado porque, a partir de su comportamiento, es posible promover diferentes sobrecargas sobre la estructura músculo-tendinosa. Aunque se trata de elaboraciones teóricas, estos criterios se basan en los principios de la curación músculo-tendinosa. Así, este estudio representa un primer paso hacia la estructuración de criterios mecánicos de progresión en las sobrecargas impuestas a la estructura músculo-tendinosa.
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