Artykuły naukowe
Mechaniczne kryteria progresji w ćwiczeniach rotacji wewnętrznej i zewnętrznej stawu ramiennego w płaszczyźnie strzałkowej
Toledo JM; Ribeiro DC; Loss JF
School of Physical Education, Federal University of Rio Grande do Sul, Porto Alegre, RS – Brazil
Correspondence to
ABSTRACT
Introduction: Wiedza na temat możliwości wytwarzania momentu i siły oraz wzorców ramienia momentu w całym ruchu, a także ich wpływu na wytwarzany moment obrotowy, są niezbędne do zrozumienia ruchu człowieka i mogą być bardzo przydatne w kontrolowaniu przeciążenia nałożonego na strukturę mięśniowo-ścięgnistą. Cel pracy: Przedstawienie mechanicznych kryteriów progresji w ćwiczeniach rotacji wewnętrznej (IR) i zewnętrznej (ER) stawu ramiennego w płaszczyźnie strzałkowej. Metoda: Oceniono 6 osób przy użyciu dynamometru izokinetycznego i elektrogoniometru. Na podstawie zebranych danych obliczono średni moment obrotowy, średnią siłę wypadkową oraz średnie ważone ramię momentu przy użyciu programu SAD32 i Matlab®. Wyniki: Kąty, przy których wystąpił szczytowy moment obrotowy ER i IR wynosiły -34º i 6º o wartościach odpowiednio 43 Nm i 69 Nm. Szczytowe wartości siły mięśniowej ER i IR znajdowały się pod kątami 35º i -14º, a wartości dla tych kątów wynosiły odpowiednio 10227 N i 8464 N. Średnie ważone ramię momentu dla ER wykazywało tendencję rosnącą w całym zakresie ruchu (ROM), a wartość szczytowa znajdowała się na końcu ROM, tj. przy -50º (0,91 cm). Średnie ważone ramię momentu dla IR było prawie stałe, a wartość szczytowa przypadała na 50º (0,96 cm). Wnioski: Mechanicznymi kryteriami progresji w ćwiczeniach rotacji wewnętrznej i zewnętrznej stawu ramiennego są moment obrotowy, siła i średnie ważone ramię momentu, ponieważ w zależności od ich przebiegu w czasie ROM mogą być powodowane różne przeciążenia struktury mięśniowo-ścięgnistej.
Słowa kluczowe: bark, ćwiczenie, rotacja, rehabilitacja.
WPROWADZENIE
Rehabilitacja stawu ramiennego może być trudna nie tylko ze względu na jego złożoną funkcję, która obejmuje anatomiczną i funkcjonalną integralność, ale także z powodu fizjologicznego i biomechanicznego wkładu struktur takich jak łopatka1,2. Ogólnie rzecz biorąc, programy rehabilitacji barku wykorzystują, w większości przypadków, ćwiczenia o progresywnym obciążeniu i intensywności, w zależności od rodzaju urazu i wykonanego zabiegu chirurgicznego1,2,3. Mimo, że te cechy są decydujące dla progresji ćwiczeń, znajomość mechaniki stawu ma podstawowe znaczenie dla właściwego doboru ćwiczeń3.
Ruchy stawów są konsekwencją rotacji jednego segmentu w stosunku do drugiego. Ten rotacyjny efekt przyłożonej siły nazywany jest momentem obrotowym lub momentem. Moment obrotowy generowany przez mięsień na stawie zależy od zakresu ramienia momentu lub zdolności do wytwarzania siły w stawie4,5,6.
Ramię momentu (odległość prostopadła) to najmniejsza odległość pomiędzy linią działania mięśnia a środkiem obrotu stawu4,7,8,9. Wielkość ramienia momentu reprezentuje przewagę mechaniczną mięśnia w stawie, a jej pomiar może pomóc w zrozumieniu funkcjonowania mięśnia5.
Zdolność do wytwarzania siły przez mięsień podczas skurczu jest jedną z właściwości mechanicznych, która była najczęściej opisywana w badaniach, ponieważ to właśnie ona zapewnia siłę potrzebną do utrzymania postawy i rozpoczęcia ruchu10. Zdolność do wytwarzania siły zależy od kilku czynników, takich jak zależność długość-napięcie, zależność siła-prędkość oraz rekrutacja włókien (sumowanie przestrzenne i czasowe). Jednakże dla skurczów maksymalnych przy stałej prędkości, zdolność do wytwarzania siły przez mięsień zależy od jego długości, a ta „zależność” odnosi się bezpośrednio do relacji długość-napięcie sarkomerów11. Zależność tę można wyjaśnić za pomocą teorii filamentów ślizgowych12,13 oraz teorii mostków poprzecznych14,15. Teoria filamentów ślizgowych zakłada, że zmiany długości sarkomerów, włókien i mięśni powstają w wyniku ślizgania się miofilamentów aktyny i miozyny wewnątrz sarkomerów z mostków poprzecznych. Dlatego maksymalna siła, która jest generowana przez mięsień wystąpi przy długości sarkomeru, w którym superpozycja pomiędzy aktyną i miozyną umożliwi największą liczbę mostków poprzecznych12,13,14,15.
Znajomość zdolności wytwarzania momentu obrotowego i siły oraz ramienia momentu w trakcie ruchu, a także ich wpływ na wytwarzany moment obrotowy, są niezbędne do zrozumienia ruchu człowieka i mogą być bardzo przydatne do kontrolowania przeciążenia nakładanego na strukturę mięśniowo-ścięgnistą, a także do lepszego planowania progresji ćwiczeń w programie rehabilitacji16,17,18.
Celem niniejszej pracy było przedstawienie mechanicznych kryteriów progresji ćwiczeń rotacji wewnętrznej (IR) i rotacji zewnętrznej (ER) stawu ramiennego, wykonywanych w płaszczyźnie strzałkowej.
MATERIAŁY I METODY
Badanie to zostało zatwierdzone przez Komisję Etyczną Centrum Uniwersyteckiego IPA Methodist (nr rejestracji 1211), a wszyscy uczestnicy podpisali oświadczenie o dobrowolnej i świadomej zgodzie.
Próba składała się z sześciu mężczyzn, w wieku od 22 do 32 lat (średnia: 25,1 ± 4,0) i o wzroście od 167 do 192 cm (średnia: 182,6 ± 9,8), którzy regularnie uprawiali aktywność fizyczną (co najmniej dwa razy w tygodniu). Wszystkie osoby w badanej próbie uczestniczyły we wszystkich etapach badania. Ocenianym barkiem był bark prawy (kończyna dominująca), a żadna z osób nie prezentowała historii urazów lub dysfunkcji w obrębie ocenianego barku.
Zbieranie danych polegało na pomiarze maksymalnego momentu obrotowego ER i IR wytwarzanego przy prędkości 60º/s w płaszczyźnie strzałkowej. Do tego celu użyto dynamometru izokinetycznego (model Cybex Norm, Dataq Instruments, Inc., Ohio, Stany Zjednoczone). W celu bardziej precyzyjnej rejestracji pozycji stawów zastosowano elektrogoniometr (model XM 180, Biometrics Ltd (Cwmfelinfach, Gwent, Wielka Brytania), przystosowany do współpracy z dynamometrem izokinetycznym. Dynamometr izokinetyczny i elektrogoniometr były połączone z mikrokomputerem Pentium III 650 MHz za pomocą 16-kanałowego przetwornika analogowo-cyfrowego. Do przetwarzania danych wykorzystano oprogramowanie SAD32 (system akwizycji danych opracowany przez Laboratorium Pomiarów Mechanicznych Uniwersytetu Federalnego Rio Grande do Sul) oraz oprogramowanie MATLAB 7.0® (MathWorks Inc, Massachusetts, Stany Zjednoczone).
Procedury zbierania danych podzielono na pięć faz: przygotowanie, pozycjonowanie, kalibracja, zapoznanie z testem i testowanie.
Przygotowanie: rozgrzewka i rozciąganie prawego ramienia.
Ustawienie osób: odleżyna grzbietowa z prawym ramieniem ustawionym w abdukcji pod kątem 90º i łokciem zgiętym pod kątem 90º.
Kalibracja: zakresy ruchu (ROM) ER i IR zostały określone zgodnie z maksymalnym ROM, przy którym dana osoba była w stanie wytworzyć maksymalny moment obrotowy. Zerowy kąt rotacji na elektrogoniometrze został ustalony jako kąt odpowiadający neutralnej pozycji rotacji.
Zapoznanie: wykonano trzy powtórzenia submaksymalnych skurczów koncentrycznych ER i IR.
Test: wykonano pięć powtórzeń maksymalnych skurczów koncentrycznych ER i IR przy prędkości kątowej 60º/sek19.
Dane dotyczące generowanego momentu obrotowego i kąta zostały przefiltrowane przy użyciu cyfrowego filtru dolnoprzepustowego Butterwortha trzeciego rzędu z częstotliwością odcięcia 3 Hz dla danych dotyczących kąta i 10 Hz dla danych dotyczących momentu obrotowego. Po przefiltrowaniu sygnału obliczono średnią z pięciu powtórzeń. Konwencja stosowana dla pozycji kątowych była taka, że ER miał wartości ujemne, a IR wartości dodatnie8.
Na podstawie wartości momentu obrotowego ER i IR możliwe było oszacowanie wielkości siły wypadkowej wywieranej przez rotacje zewnętrzne i wewnętrzne, poprzez stosunek pomiędzy momentem obrotowym a ramieniem momentu przyłożenia siły. Ponieważ wiele mięśni jest zdolnych do wykonywania ER lub IR, dokonano uproszczenia, umożliwiającego wyznaczenie równania (1):
T = dp x Fm (1)
W którym: T = moment obrotowy; Fm = siła mięśniowa; dp = ramię momentu (pomiędzy linią działania siły mięśniowej a środkiem obrotu ramienia)8.
W tym celu obliczono średnie ramiona momentu dla wszystkich mięśni rotatorów wewnętrznych i zewnętrznych. Średnia ta została zważona przez fizjologiczne pole przekroju poprzecznego każdego mięśnia, co dało wynik ważonego średniego ramienia momentu (WMMA). Do obliczeń wykorzystano mięśnie: nadgrzebieniowy (supraspinatus), podgrzebieniowy (infraspinatus), piersiowy mniejszy (teres minor), tylny deltoid, środkowy deltoid i przedni deltoid dla ER oraz piersiowy większy (pectoralis major), grzbietowy (latissimus dorsi), piersiowy większy (teres major), tylny deltoid, środkowy deltoid i przedni deltoid dla IR. Fizjologiczną powierzchnię przekroju poprzecznego mięśni oraz ramiona momentów mięśni uzyskano z literatury 8.
WYNIKI
Zachowanie momentu obrotowego ER przedstawiono na rycinie 1. Na początku ruchu nastąpił wzrost, a następnie krzywa miała tendencję do utrzymywania się na stałym poziomie na pośrednim odcinku ROM. Po utrzymaniu tego plateau, nastąpił niewielki wzrost reprezentujący szczyt momentu obrotowego. Na końcu ruchu krzywa momentu obrotowego wykazywała fazę opadającą. Szczyt momentu obrotowego ER wystąpił przy kącie -34º, przy którym bark jest rotowany zewnętrznie ze średnim momentem obrotowym 43 Nm (100%).
Zachowanie WMMA stawu ramiennego wykazywało wzrost w całym zakresie ROM (ryc. 2). Największa WMMA ER wystąpiła przy -50º rotacji, co odpowiadało ramieniu momentu 0,91 cm.
Wynikowe zachowanie siły mięśniowej ER można podzielić na dwie fazy (Ryc. 3): jedną fazę narastającą aż do osiągnięcia siły szczytowej i drugą fazę opadającą aż do zakończenia ruchu. W przeciwieństwie do zachowania momentu obrotowego, szczytowa wartość siły występowała podczas rotacji wewnętrznej barku, podczas jego rozciągania, przed osiągnięciem pozycji neutralnej i bez prezentowania plateau w całym ROM. Wartość szczytowa siły ER wystąpiła pod kątem 35º, a jej średnia wartość wynosiła 10227N (100%).
Zachowanie momentu obrotowego IR (Rycina 4) było bardzo podobne do wzorca ER (Rycina 1). Na początku ruchu krzywa ta również wykazywała wzrost, a następnie miała tendencję do utrzymywania się na stałym poziomie na pośrednim odcinku ROM. Jednakże, w odróżnieniu od ER, szczytowy moment obrotowy IR wystąpił w przybliżeniu pod kątem 6º podczas tego plateau, ze średnią wartością 69 Nm (100%), gdy bark był rotowany wewnętrznie. Pod koniec ruchu krzywa momentu obrotowego również wykazywała fazę opadającą.
Zachowanie WMMA stawu ramiennego było praktycznie stałe w trakcie trwania ROM (Ryc. 5). Na początku ruchu występowała faza wznosząca, która kończyła się w przybliżeniu na odcinku pośrednim ROM, kiedy WMMA była praktycznie stała. Następnie pojawiła się kolejna faza wznosząca, której kulminacją był szczyt WMMA na końcu ruchu. Największe WMMA w IR wystąpiło przy rotacji 50º, z ramieniem momentu 0,96 cm.
Zachowanie krzywej wypadkowej siły IR (ryc. 6) było podobne do krzywej momentu obrotowego IR (ryc. 4), ale z różnymi wielkościami. Na początku ruchu krzywa ta również wykazywała wzrost, a następnie miała tendencję do utrzymywania się na stałym poziomie podczas pośredniego odcinka ROM. W plateau, szczytowa siła IR wystąpiła przy przybliżonym kącie -14º, ze średnią 8464N (100%), gdy bark był rotowany zewnętrznie. Pod koniec ruchu krzywa ta również wykazywała fazę opadającą.
DISCUSSION
Podczas ER zaobserwowano, że plateau momentu obrotowego, które wystąpiło w środku ROM, zostało utrzymane z powodu antagonistycznego zachowania WMMA i wypadkowej siły ER. Ponieważ szczytowy moment obrotowy ER wystąpił w momencie zewnętrznej rotacji barku, można wnioskować, że WMMA był ważniejszy dla generowania momentu obrotowego w tym ROM i dla utrzymania plateau niż zależność długość versus napięcie reprezentowana przez krzywą siły wypadkowej. Można również zauważyć, że szczytowy moment obrotowy i szczytowa siła nie występowały pod tymi samymi kątami, ponieważ zależały one od relacji długość-napięcie mięśnia i jego odpowiedniego ramienia momentu11.
Zachowanie krzywej siły ER było bardzo podobne do zachowania się krzywej zależności długości od napięcia sarkomeru, która została przedstawiona przez Gordona i wsp.20. Szczytowa wartość siły wystąpiła przy rotacji wewnętrznej barku, gdy mięsień był lekko rozciągnięty. Przy takim kącie można przypuszczać, że sarkomery znajdują się w „doskonałej” pozycji do tworzenia mostków poprzecznych. Ponieważ mięśnie są lekko rozciągnięte, istnieje udział elementów elastycznych mięśni w wytwarzaniu siły21,22,23. Po tym punkcie siła maleje z powodu skrócenia mięśnia oraz z powodu zmniejszonej możliwości tworzenia nowych mostków poprzecznych11,23,24.
W odniesieniu do IR, krzywe momentu obrotowego i siły wypadkowej mogą być analizowane jednocześnie ze względu na ich podobne zachowanie. Wynika to z zachowania WMMA, która pozostaje mniej więcej stała, z bardzo małą szybkością wzrostu. Wyniki te są podobne do wyników badań Rassiera i wsp.11, którzy stwierdzili, że zależność moment-kąt mięśnia jest określona przez zależność długość-napięcie i ramię momentu. Gdy ramię momentu pozostaje stałe podczas całego ruchu, zachowanie krzywej momentu odzwierciedla krzywą siły wypadkowej. Można zatem przypuszczać, że zależność długość-rozciąganie jest głównym czynnikiem odpowiedzialnym za zachowanie momentu obrotowego IR.
Celem rehabilitacji jest odzyskanie ROM i wzmocnienie mięśni, zwłaszcza rotatorów, które są ważne dla stabilizacji i ochrony struktur stawowych przed urazami. Ćwiczenia muszą mieć progresywne obciążenie i respektować mechanikę funkcjonowania stawu, a program rehabilitacji musi być skuteczny, aby osiągnąć założone cele i respektować szczególne cechy barku25. W szczególnym przypadku barku, w którym ruch rotacyjny wykonywany jest poprzez synergistyczne działanie różnych mięśni, ważna jest ocena średniego ważonego ramienia momentu i wypadkowej zdolności do wytwarzania siły jako kryteriów progresji intensywności i obciążeń ćwiczeń.
Kuechle i wsp.8 podali, że dla ruchów rotacji wewnętrznej i zewnętrznej (abdukcja 90º) rekrutowanymi mięśniami o największym przeciążeniu są mięśnie podłopatkowy i piersiowy większy podczas rotacji wewnętrznej oraz teres minor i infraspinatus podczas rotacji zewnętrznej. Pozostałe mięśnie mają mniejsze znaczenie. Wykonywanie ruchów, w których osłabiony mięsień jest pomocniczy (mniejsze ramię momentu) może zmniejszyć narzucone przeciążenie. W podstawowych mięśniach ruchowych obciążenie może być kontrolowane za pomocą zależności pomiędzy momentem oporu, zdolnością do wytwarzania momentu obrotowego, ramieniem momentu i zachowaniem siły. Zastosowanie oporu przy amplitudzie o większej przewadze mechanicznej i/lub przewadze w relacji długość-napięcie może sprzyjać mniejszemu przeciążeniu w strukturze mięsień-ścięgno. Z drugiej strony, jeśli szczytowy opór jest stosowany przy amplitudach, przy których ramię momentu i relacja długość-napięcie są niekorzystne, będzie większe przeciążenie.
W uszkodzeniach teres minor i infraspinatus, nałożone obciążenie może się zmieniać, modyfikując tym samym przekrój kątowy, przy którym występuje szczytowy opór momentu obrotowego. W początkowej fazie programu rehabilitacyjnego zalecane jest wzmacnianie mięśni przy niewielkich obciążeniach w celu optymalizacji procesu gojenia16,17. Praca ta może być wykonywana ze szczytem oporu momentu obrotowego usytuowanym pomiędzy neutralnym a końcowym położeniem ER, przy abdukcji barku 90º, ponieważ na tym odcinku występuje przewaga mechaniczna (większe ramię momentu) podczas wytwarzania momentu obrotowego i potrzebne są niższe poziomy produkcji siły. W związku z tym, mniejsza liczba jednostek motorycznych będzie aktywowana, generując w ten sposób mniejsze przeciążenie mięśnia.
W pośredniej fazie rehabilitacji, szczytowy moment oporu może wystąpić pomiędzy pozycją neutralną a maksymalnym IR, ponieważ na tym odcinku ramię momentu jest mniejsze, a zdolność wytwarzania siły jest głównym czynnikiem odpowiedzialnym za wytwarzanie momentu. Przy takim samym oporze momentu obrotowego, jak podano we wcześniejszym przykładzie, teres minor i infraspinatus będą poddane większemu przeciążeniu, ponieważ większa liczba jednostek motorycznych musi zostać zrekrutowana, aby skompensować zmniejszenie ramienia momentu, w celu wygenerowania tego samego momentu obrotowego.
1. Kibler WB, McMullen J, Uhl T. Shoulder rehabilitation strategies, guidelines and practice. Orthopedic Clinics of North America. 2001;32(3):527-38.
2. Rubin BD, Kibler WB. Fundamentalne zasady rehabilitacji stawu ramiennego: Conservative to Postoperative Management. Arthroscopy. 2002;15(9):29-39.
3. Hayes K, Ginn KA, Walton JR, Szomor ZL, Murrell GAC. A randomized clinical trial evaluating the efficacy of physiotherapy after rotator cuff repair. Australian Journal of Physiotherapy. 2004;50:77-83.
4. Otis JC, Jiang CC, Wickiewicz TL, Peterson MGE, Warren RF, Santner TJ. Changes in the moment arms of the rotator cuff and deltoid muscles with abduction and rotation. The Journal of Bone and Joint Surgery. 1994;76(5):667-76.
5. Liu J, Hughes RE, Smutz WP, Niebur G, An KN. Roles of deltoid and rotator cuff muscles in shoulder elevation. Clinical Biomechanics. 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. Clinical Biomechanics. 2002;17:499-505.
7. Kuechle DK, Newman SR, Itoi E, Morrey BF, An KN. Shoulder muscle moment arms during horizontal flexion and elevation. Journal of Shoulder and Elbow Surgery. 1997;6:429-39.
8. Kuechle DK, Newman SR, Itoi E, Niebur GL, Morrey BF, An KN. The relevance of the moment arm of shoulder muscles with respect to axial rotation of the glenohumeral joint in four positions. Clinical Biomechanics. 2000;15:322-9.
9. Graichen H, Englmeier KH, Reiser M, Eckstein F. An in vivo technique for determining 3D muscular moment arms in different joint positions and during muscular activation application to the supraspinatus. Clinical Biomechanics. 2001;16:389-94.
10. Proske U, Morgan L. Do cross-bridges contribute to the tension during stretch of passive muscle? 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. Journal Applied Physiology. 1999;86(5):1445-57.
12. Huxley AF, Niedergerke R. Structural changes in muscle during contraction. Interference microscopy of living muscle fibres. Nature. 1954;173:971-3.
13. Huxley H, Hanson J. Changes in cross-striations of muscle during contraction and stretch and their structural interpretation. Nature. 1954;173:973-6.
14. Huxley AF. Struktura mięśnia i teorie skurczu. Prog Biophys Biophys Chem. 1957;7:255-318.
15. Huxley AF, Simmons RM. Proponowany mechanizm wytwarzania siły w mięśniach prążkowanych. Nature. 1971;233:533-8.
16. Wilk KE, Harrelson GL, Arrigo C. Reabilitação do Ombro. In: Andrews JR, Harrelson GL, Wilk KE. Reabilitação Física das Lesões Desportivas. 3ª ed. Rio de Janeiro: Guanabara Koogan; 2005. s. 545-622.
17. Magee DJ, Reid DC. Shoulder Injuries. In: Zachazewski JE, Magee DJ, And Quillen WS. Athletic Injuries and Rehabilitation. 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. Isokinetics of the shoulder muscles. In: Dywir Z. Izokinetyka: Badanie mięśni, interpretacja i zastosowania kliniczne. Edinburg: Churchill Livingstone; 1995. s. 171-91.
20. Gordon AM, Huxley AF, Julian FJ. The variation in isometric tension with sarcomere length in vertebrate muscle fibres. Journal of Physiology. 1966;184:170-92.
21. Herzog W, Schachar R, Leonard TR. Charakterystyka pasywnego składnika wzmocnienia siły po aktywnym rozciąganiu mięśni szkieletowych. The Journal of Experimental Biology. 2003;206:3635-43.
22. Rassier DE, Herzog W, Wakeling J, Syme DA. Stretch-induced, steady-state force enhancement in single skeletal muscle fibers exceeds the isometric force at optimum fiber length. Journal of Biomechanics. 2003;36:1309-16.
23. Schachar R, Herzog W, Leonard TR. The effects of muscle stretching and shortening on isometric force on the descending limb of the force-length relationship. Journal of Biomechanics. 2004;37:917-26.
24. Enoka RM. Control of Muscle Force. In Enoka RM. Neuro-mechanical Basis of Kinesiology. Champaign: Human Kinetics Books; 1988. s.155-78.
25. Jobe FW, Moynes DR, Brewster CE. Rehabilitation of Shoulder Joint Instabilities. Orthopedic Clinics of North America. 1987;18(3):473-82.