VĚDECKÉ ČLÁNKY
Mechanická kritéria pro progresi při cvičení vnitřní a vnější rotace ramene v sagitální rovině
Toledo JM; Ribeiro DC; Loss JF
School of Physical Education, Federal University of Rio Grande do Sul, Porto Alegre, RS – Brazílie
Korespondence
ABSTRACT
Úvod: Znalosti o kapacitě tvorby točivého momentu a síly a o momentových vzorcích ramene v průběhu pohybu a jejich vlivu na vytvářený točivý moment jsou nezbytné pro pochopení lidského pohybu a mohou být velmi užitečné pro kontrolu přetížení působícího na strukturu svalu a šlachy. Cíl: Cíl: Představit mechanická kritéria pro progresi při cvičeních vnitřní rotace (IR) a vnější rotace (ER) ramene v sagitální rovině. Metoda: Šest jedinců bylo hodnoceno pomocí izokinetického dynamometru a elektrogoniometru. Ze získaných údajů byly pomocí softwaru SAD32 a Matlab® vypočteny průměrný točivý moment, průměrná výsledná síla a vážený průměrný moment ramene. Výsledky: Úhly, při kterých došlo k vrcholu točivého momentu ER a IR, byly -34º a 6º s hodnotami 43 Nm a 69 Nm. Vrcholy svalové síly ER a IR byly v úhlech 35º a -14º a hodnoty v těchto úhlech byly 10227 N, resp. 8464 N. Vážený průměr ramene momentu pro ER vykazoval rostoucí průběh v celém rozsahu pohybu (ROM) a vrchol byl na konci ROM, tj. při -50º (0,91 cm). Vážené průměrné rameno momentu pro IR bylo téměř konstantní s vrcholem při 50º (0,96 cm). Závěr: Mechanickými kritérii pro progresi při cvičení vnitřní a vnější rotace ramene jsou točivý moment, síla a vážené střední rameno momentu, protože podle jejich průběhu v průběhu ROM může dojít k různému přetížení struktury sval-šlacha.
Klíčová slova: rameno, cvičení, rotace, rehabilitace.
ÚVOD
Rehabilitace ramenního kloubu může být obtížná nejen kvůli jeho komplexní funkci, která zahrnuje anatomickou a funkční celistvost, ale také kvůli fyziologickému a biomechanickému příspěvku struktur, jako je lopatka1,2 . Obecně lze říci, že rehabilitační programy ramenního kloubu využívají ve většině případů cvičení s progresivní zátěží a intenzitou podle typu zranění a provedeného chirurgického zákroku1,2,3 . I když jsou tyto charakteristiky rozhodující pro progresi cvičení, znalost mechaniky kloubu je zásadní pro vhodný výběr cviků3.
Kloubní pohyby jsou důsledkem rotace jednoho segmentu vůči druhému. Tento rotační účinek působící síly se nazývá točivý moment nebo moment. Krouticí moment, který sval vytváří na kloubu, je ovlivněn rozsahem ramene momentu nebo silovou produkční schopností kloubu4,5,6.
Momentové rameno (kolmá vzdálenost) je nejmenší vzdálenost mezi linií svalového působení a středem rotace kloubu4,7,8,9. Velikost ramene momentu představuje mechanickou výhodu svalu v kloubu a jeho měření může pomoci pochopit, jak sval funguje5.
Silová produkční schopnost svalu při kontrakci je jednou z mechanických vlastností, která byla ve studiích popsána nejvíce, protože právě ona zajišťuje sílu potřebnou pro udržení postoje a zahájení pohybu10. Kapacita produkce síly závisí na několika faktorech, jako je vztah délky a napětí, vztah síly a rychlosti a nábor vláken (prostorová a časová sumace). Pro maximální kontrakce při konstantní rychlosti však kapacita produkce síly svalu závisí na délce svalu a tato „závislost“ přímo souvisí se vztahem délky a napětí sarkomery11. Tento vztah lze vysvětlit pomocí teorie posuvných vláken12,13 a teorie příčných můstků14,15. Teorie klouzavých vláken předpokládá, že změny délky sarkomery, vlákna a svalu vznikají klouzáním aktinových a myozinových myofilament uvnitř sarkomery z příčných můstků. Proto se maximální síla, kterou sval generuje, projeví při délce sarkomery, v níž superpozice mezi aktinovými a myozinovými vlákny umožní největší počet příčných můstků12,13,14,15 .
Znalost kapacity produkce točivého momentu a síly a ramene momentu v průběhu pohybu a jejich vliv na chování vytvářeného točivého momentu jsou nezbytné pro pochopení lidského pohybu a mohou být velmi užitečné pro kontrolu přetížení působícího na strukturu svalu a šlachy, stejně jako pro lepší plánování postupu cvičení v rehabilitačním programu16,17,18 .
Cílem této studie bylo předložit mechanická kritéria pro progresi cviků vnitřní rotace (IR) a vnější rotace (ER) ramene při provádění v sagitální rovině.
MATERIÁL A METODY
Tato studie byla schválena etickou komisí Centra metodistické univerzity IPA (registrační číslo 1211) a všichni účastníci podepsali prohlášení o svobodném a informovaném souhlasu.
Vzorek tvořilo šest jedinců mužského pohlaví ve věku 22 až 32 let (průměr: 25,1 ± 4,0) a s výškou 167 až 192 cm (průměr: 182,6 ± 9,8), kteří pravidelně provozovali pohybové aktivity (alespoň dvakrát týdně). Všichni jedinci ze vzorku se zúčastnili všech fází studie. Hodnoceným ramenem bylo pravé rameno (dominantní končetina) a žádný z jedinců neprezentoval v minulosti zranění nebo dysfunkci hodnoceného ramene.
Sběr dat spočíval v měření maximálního točivého momentu ER a IR vytvářeného při 60º/s v sagitální rovině. K tomu byl použit izokinetický dynamometr (model Cybex Norm, Dataq Instruments, Inc., Ohio, Spojené státy americké). Za účelem přesnějšího záznamu polohy kloubů byl použit elektrogoniometr (model XM 180, Biometrics Ltd (Cwmfelinfach, Gwent, Spojené království), upravený společně s izokinetickým dynamometrem. Izokinetický dynamometr a elektrogoniometr byly připojeny k mikropočítači Pentium III 650 MHz pomocí 16kanálového analogově-digitálního převodníku. Pro zpracování dat byl použit software SAD32 (systém sběru dat vyvinutý Laboratoří mechanických měření Federální univerzity Rio Grande do Sul) a software MATLAB 7.0® (MathWorks Inc, Massachusetts, Spojené státy).
Postupy sběru dat byly rozděleny do pěti fází: příprava, polohování, kalibrace, seznámení s testem a testování.
Příprava: zahřátí a protažení pravé paže.
Polohování jedinců: dorzální dekubitus s pravou paží umístěnou v abdukci 90º a loktem ohnutým v 90º.
Kalibrace: ER a IR rozsahy pohybu (ROM) byly stanoveny podle maximálního ROM, při kterém byl jedinec schopen vyvinout maximální točivý moment. Nulový úhel rotace na elektrogoniometru byl stanoven jako úhel odpovídající neutrální rotační poloze.
Seznámení: Byla provedena tři opakování submaximálních koncentrických kontrakcí ER a IR.
Test: bylo provedeno pět opakování maximálních koncentrických kontrakcí ER a IR při úhlové rychlosti 60º/sec19.
Údaje o generovaném točivém momentu a úhlu byly filtrovány pomocí digitálního Butterworthova filtru třetího řádu s dolní propustí a frekvenční hranicí 3 Hz pro údaje o úhlu a 10 Hz pro údaje o točivém momentu. Po filtraci signálu byl vypočten průměr pěti opakování. Pro úhlové polohy byla použita konvence, že ER bude mít záporné hodnoty a IR bude mít kladné hodnoty8.
Z hodnot krouticího momentu ER a IR bylo možné odhadnout velikost výsledné síly působící při vnějším a vnitřním pootočení, a to prostřednictvím poměru mezi krouticím momentem a ramenem působící síly. Vzhledem k tomu, že mnoho svalů je schopno provádět ER nebo IR, bylo provedeno zjednodušení, aby bylo možné určit rovnici (1):
T = dp x Fm (1)
V níž: T = točivý moment; Fm = svalová síla; dp = momentové rameno (mezi linií působení svalové síly a středem rotace ramene)8 .
Za tímto účelem byla vypočtena průměrná momentová ramena všech svalů vnitřního rotátoru a vnějšího rotátoru. Tento průměr byl vážen fyziologickou plochou průřezu každého svalu, čímž vzniklo vážené průměrné rameno momentu (WMMA). Pro výpočet byly použity tyto svaly: supraspinatus, infraspinatus, teres minor, zadní deltový sval, střední deltový sval a přední deltový sval pro ER; a pectoralis major, latissimus dorsi, teres major, zadní deltový sval, střední deltový sval a přední deltový sval pro IR. Fyziologický průřez svalové plochy a momentová ramena svalů byly získány z literatury 8.
VÝSLEDKY
Chování točivého momentu ER je znázorněno na obrázku 1. Na začátku pohybu došlo k nárůstu a poté měla křivka tendenci zůstat konstantní v mezidobí úseku ROM. Po udržení tohoto plató došlo k mírnému nárůstu představujícímu vrchol točivého momentu. Na konci pohybu měla křivka točivého momentu klesající fázi. Vrchol točivého momentu ER nastal při úhlu -34º, při kterém je rameno rotováno zevně s průměrným točivým momentem 43 Nm (100 %).
Chování WMMA ER představovalo růst v průběhu celého ROM (obrázek 2). K největšímu WMMA ER došlo při -50º rotace, což odpovídalo rameni momentu 0,91 cm.
Výsledné chování svalové síly ER bylo možné rozdělit do dvou fází (obr. 3): jedna vzestupná fáze až do dosažení maximální síly a druhá sestupná fáze až do konce pohybu. Na rozdíl od chování točivého momentu se maximální síla objevila při vnitřní rotaci ramene, kdy bylo rameno natažené, před dosažením neutrální polohy a bez prezentace jakéhokoli plató v průběhu celého ROM. K vrcholu síly ER došlo při úhlu 35º s průměrnou hodnotou 10227 N (100 %).
Chování točivého momentu IR (obr. 4) bylo velmi podobné průběhu ER (obr. 1). Na začátku pohybu tato křivka rovněž vykazovala nárůst a poté měla tendenci zůstat konstantní v mezidobí úseku ROM. Na rozdíl od ER se však vrchol točivého momentu IR vyskytoval v průběhu tohoto plató přibližně pod úhlem 6º s průměrnou hodnotou 69 Nm (100 %), když bylo rameno vnitřně rotováno. Na konci pohybu vykazovala tato křivka točivého momentu rovněž sestupnou fázi.
Chování WMMA IR bylo v průběhu ROM prakticky konstantní (obr. 5). Na začátku pohybu se vyskytovala vzestupná fáze, která končila přibližně v mezilehlém úseku ROM, kdy byla WMMA prakticky konstantní. Poté nastala nová vzestupná fáze, která vyvrcholila vrcholem WMMA na konci pohybu. K největšímu WMMA IR došlo při rotaci 50º s ramenem momentu 0,96 cm.
Chování výsledné křivky síly IR (obr. 6) bylo podobné křivce točivého momentu IR (obr. 4), ale s odlišnou velikostí. Na začátku pohybu tato křivka rovněž vykazovala nárůst a poté měla tendenci zůstat konstantní během střední části ROM. Na plošině se vrchol síly IR objevil při přibližném úhlu -14º s průměrnou hodnotou 8464 N (100 %), když bylo rameno rotováno zevně. Na konci pohybu tato křivka rovněž vykazovala sestupnou fázi.
DISKUSE
Během ER bylo pozorováno, že plató točivého momentu, které se objevilo uprostřed ROM, bylo zachováno kvůli antagonistickému chování WMMA a výsledné síly ER. Vzhledem k tomu, že k vrcholu točivého momentu ER došlo při zevní rotaci ramene, lze usuzovat, že WMMA byla pro vznik točivého momentu v tomto ROM a pro udržení plató důležitější než vztah délky a tahu reprezentovaný křivkou výsledné síly. Lze také poznamenat, že vrchol točivého momentu a vrchol síly se nevyskytovaly pod stejnými úhly, protože závisely na vztahu délky a napětí svalu a jeho příslušného ramene momentu11.
Chování křivky výsledné síly ER bylo velmi podobné chování křivky vztahu délky a napětí sarkomery, které prezentovali Gordon a spol.20. K vrcholu síly docházelo při vnitřní rotaci ramene, kdy byl sval mírně natažený. Při tomto úhlu lze spekulovat, že sarkomery jsou ve „výborné“ poloze pro tvorbu příčných můstků. Vzhledem k tomu, že svaly jsou mírně natažené, přispívají k tvorbě síly elastické prvky svalů21,22,23 . Po tomto okamžiku se síla snižuje z důvodu zkrácení svalu a z důvodu snížené možnosti tvorby nových příčných můstků11,23,24 .
Vzhledem k IR lze křivky točivého momentu a výsledné síly analyzovat současně vzhledem k jejich podobnému chování. Důvodem je chování WMMA, které zůstává víceméně konstantní, s velmi nízkou rychlostí nárůstu. Tato zjištění jsou podobná zjištěním Rassiera a spol.11 , kteří uvádějí, že vztah točivého momentu a úhlu svalu je určen vztahem délky a napětí a ramenem momentu. Pokud zůstává momentové rameno po celou dobu pohybu konstantní, odráží chování křivky momentu výslednou křivku síly. Lze tedy předpokládat, že vztah mezi délkou a napětím je hlavním faktorem odpovědným za chování točivého momentu IR.
Cílem rehabilitace je obnovit ROM a posílit svaly, zejména rotátory, které jsou důležité pro stabilizaci a ochranu kloubních struktur před zraněním. Cvičení musí mít progresivní zátěž a respektovat mechaniku fungování kloubu a rehabilitační program musí být účinný, aby bylo dosaženo cílů a respektovány zvláštnosti ramene25. Ve specifickém případě ramene, v němž se rotační pohyb provádí pomocí synergického působení různých svalů, je důležité vyhodnotit vážený střední moment ramene a výslednou schopnost produkce síly jako kritéria pro progresi v intenzitě a zátěži cvičení.
Momentové rameno představuje mechanickou výhodu svalu a může být použito k určení, které svaly jsou stabilizátory a které jsou primárními motory v daném kloubním postavení. Pokud je momentové rameno nulové nebo blízké nule, sval při kontrakci vytváří pouze kompresi, a funguje tedy jako stabilizátor kloubu. Na druhou stranu, když je akční linie svalu vzdálená od středu rotace, lze jej považovat za primární pohybový motor4.
Kuechle a spol.8 uvádějí, že při pohybech vnitřní a vnější rotace (abdukce 90º) jsou rekrutovanými svaly s největším přetížením podlopatkový sval a velký prsní sval při vnitřní rotaci a teres minor a infraspinatus při vnější rotaci. Ostatní svaly jsou méně důležité. Provádění pohybů, při nichž je oslabený sval akcesorní (menší momentové rameno), může snížit uložené přetížení. U primárních motorických svalů lze zatížení kontrolovat pomocí vztahu mezi odporovým momentem, schopností svalu vytvářet točivý moment, momentovým ramenem a chováním síly. Aplikace odporu při amplitudách s větší mechanickou výhodou a/nebo výhodou ve vztahu délky a napětí může podpořit menší přetížení ve svalové šlachové struktuře. Na druhou stranu, pokud je špičkový odpor aplikován při amplitudách, při nichž je momentové rameno a vztah délky a napětí nepříznivý, dojde k většímu přetížení.
Při poranění teres minor a infraspinatus se může působící zátěž měnit, čímž se mění úhlový úsek, při kterém dochází k vrcholovému odporu momentu. V počáteční fázi rehabilitačního programu se doporučuje posilování svalů malou zátěží, aby se optimalizoval proces hojení16,17 . Tuto práci lze provádět s vrcholem odporu točivého momentu umístěným mezi neutrální a konečnou polohou ER, při abdukci ramene 90º, protože v tomto úseku je při tvorbě točivého momentu mechanická výhoda (větší rameno momentu) a je zapotřebí nižší úrovně tvorby síly. V důsledku toho bude aktivován nižší počet motorických jednotek, čímž dojde k menšímu přetížení svalu.
V přechodné fázi rehabilitace by mohlo dojít k vrcholu odporového momentu mezi neutrální polohou a maximální IR, protože v tomto úseku je momentové rameno menší a za produkci momentu je zodpovědná především kapacita produkce síly. Při stejném odporovém momentu, jaký byl uveden v předchozím příkladu, budou teres minor a infraspinatus vystaveny většímu přetížení, protože ke kompenzaci poklesu momentového ramene musí být zapojen větší počet motorických jednotek s cílem vytvořit stejný krouticí moment.
ZÁVĚR
Mechanickými kritérii progrese při cvičení vnitřní a vnější rotace jsou točivý moment, síla a vážené střední rameno momentu, protože na základě jejich chování je možné podpořit různé přetížení struktury sval-šlacha. Přestože se jedná o teoretické rozpracování, jsou tato kritéria založena na principech hojení svalů a šlach. Tato studie tedy představuje první krok ke strukturování mechanických kritérií pro progresi přetížení působících na strukturu sval-šlacha.
1. Kibler WB, McMullen J, Uhl T. Strategie rehabilitace ramene, směrnice a praxe. Orthopedic Clinics of North America. 2001;32(3):527-38.
2. Rubin BD, Kibler WB. Fundamental Principles of Shoulder Rehabilitation [Základní principy rehabilitace ramene]: Základní principy léčby ramene: od konzervativní po pooperační. Arthroscopy. 2002;15(9):29-39.
3. Hayes K, Ginn KA, Walton JR, Szomor ZL, Murrell GAC. Randomizovaná klinická studie hodnotící účinnost fyzioterapie po operaci rotátorové manžety. Australian Journal of Physiotherapy. 2004;50:77-83.
4. Otis JC, Jiang CC, Wickiewicz TL, Peterson MGE, Warren RF, Santner TJ. Změny momentových ramen rotátorové manžety a deltových svalů při abdukci a rotaci. The Journal of Bone and Joint Surgery. 1994;76(5):667-76.
5. Liu J, Hughes RE, Smutz WP, Niebur G, An KN. Role deltových svalů a svalů rotátorové manžety při elevaci ramene. Klinická biomechanika. 1997;12(1):32-8.
6. Wilde LD, Audenaert E, Barbaix E, Audenaert A, Soudan K. Consequences of deltoid muscle elongation on deltoid muscle performance: the computerized study (Důsledky prodloužení deltového svalu na výkon deltového svalu: počítačová studie). Clinical Biomechanics. 2002;17:499-505.
7. Kuechle DK, Newman SR, Itoi E, Morrey BF, An KN. Ramenní svalové momenty při horizontální flexi a elevaci. Journal of Shoulder and Elbow Surgery. 1997;6:429-39.
8. Kuechle DK, Newman SR, Itoi E, Niebur GL, Morrey BF, An KN. Význam momentového ramene ramenních svalů s ohledem na axiální rotaci glenohumerálního kloubu ve čtyřech polohách. Clinical Biomechanics. 2000;15:322-9.
9. Graichen H, Englmeier KH, Reiser M, Eckstein F. Technika in vivo pro stanovení 3D svalových momentových ramen v různých polohách kloubu a při aplikaci svalové aktivace na supraspinatus. Clinical Biomechanics. 2001;16:389-94.
10. Proske U, Morgan L. Přispívají příčné mosty k napětí při natažení pasivního svalu? Journal of Muscle Research and Cell Motility. 1999;20:433-42.
11. Rassier DE, MacIntosh BR, Herzog W. Length dependence of active force production in skeletal muscle [Závislost aktivní produkce síly v kosterním svalu na délce]. Journal Applied Physiology. 1999;86(5):1445-57.
12. Huxley AF, Niedergerke R. Strukturální změny ve svalu během kontrakce. Interferenční mikroskopie živých svalových vláken. Nature. 1954;173:971-3.
13. Huxley H, Hanson J. Changes in cross-striations of muscle during contraction and stretch and their structural interpretation [Změny příčných pruhů svalu během kontrakce a natažení a jejich strukturální interpretace]. Nature. 1954;173:973-6.
14. Huxley AF. Struktura svalu a teorie kontrakce. Prog Biophys Biophys Chem. 1957;7:255-318.
15. Huxley AF, Simmons RM. Návrh mechanismu vzniku síly v příčně pruhovaném svalu. Nature. 1971;233:533-8.
16. Wilk KE, Harrelson GL, Arrigo C. Reabilitação do Ombro. In: Sborník příspěvků z konference „Sborník příspěvků z konference“: Sborník příspěvků k problematice ramene: Sborník příspěvků k problematice svalů: Andrews JR, Harrelson GL, Wilk KE. Reabilitação Física das Lesões Desportivas. 3ª ed. Rio de Janeiro: Guanabara Koogan; 2005. p. 545-622.
17. Magee DJ, Reid DC. Shoulder Injuries [Zranění ramene]. In: Zachazewski JE, Magee DJ, And Quillen WS. Athletic Injuries and Rehabilitation [Sportovní zranění a rehabilitace]. Philadelphia: Saunders; 1996. s. 509-39.
18. Walmsley RP, Szibbo C. A Comparative Study of the Torque Generated by the Shoulder Internal and External Rotator Muscles in Different Positions and at Varying Speeds. The Journal of Orthopaedic and Sports Physical Therapy. 1987;9(6):217-22.
19. Divir Z. Isokinetika ramenních svalů. In: Divir Z. Isokinetic: Svalové testy, interpretace a klinické aplikace. Edinburg: Churchill Livingstone; 1995. p. 171-91.
20. Gordon AM, Huxley AF, Julian FJ. The variation in isometric tension with sarcomere length in vertebrate muscle fibres [Variace izometrického napětí s délkou sarkomer u svalových vláken obratlovců]. Journal of Physiology. 1966;184:170-92.
21. Herzog W, Schachar R, Leonard TR. Characterization of the passive component of force enhancement following active stretching of skeletal muscle [Charakteristika pasivní složky zvýšení síly po aktivním protažení kosterního svalu]. The Journal of Experimental Biology. 2003;206:3635-43.
22. Rassier DE, Herzog W, Wakeling J, Syme DA. Zvýšení síly vyvolané protažením v ustáleném stavu u jednotlivých vláken kosterního svalu převyšuje izometrickou sílu při optimální délce vlákna. Journal of Biomechanics. 2003;36:1309-16.
23. Schachar R, Herzog W, Leonard TR. The effects of muscle stret-ching and shortening on the isometric force on the descending limb of the force-length relationship [Vliv natažení a zkrácení svalu na izometrickou sílu na klesajícím rameni vztahu síla-délka]. Journal of Biomechanics. 2004;37:917-26.
24. Enoka RM. Řízení svalové síly. In Enoka RM. Neuromechanické základy kineziologie. Champaign: Human Kinetics Books; 1988. s.155-78.
25. Jobe FW, Moynes DR, Brewster CE. Rehabilitation of Shoulder Joint Instabilities [Rehabilitace nestabilit ramenního kloubu]. Orthopedic Clinics of North America. 1987;18(3):473-82.