Fuerzas musculares del hombro durante la conducción: La dirección repentina puede cargar el manguito rotador más allá de su límite de reparación | Wholesome

4. Discusión

Este estudio presenta predicciones de modelos musculoesqueléticos de cargas musculares y articulares durante la conducción, una actividad diaria importante. Las fuerzas de reacción de la articulación de GH predichas son comparables a los valores de la literatura para las fuerzas de reacción de la articulación de GH in vivo (Fig. 2). Las acciones musculares previstas también son explicables; el deltoides medio es el músculo más activo para mantener el brazo en una posición elevada, utilizando su brazo de momento de extensión fuerte (Figs. 3 y 4; Ackland et al., 2008); el supraespinoso y la cabeza larga de los bíceps también soportan el peso del brazo (Fig. 3) mientras se aplica una línea de acción bien dirigida para centralizar la cabeza humeral en el glenoide (Ackland y Pandy, 2009); los músculos trapezoidales son activos para mantener la elevación de la cintura escapular, como se observa en posiciones similares, como el trabajo de escritorio (Rasmussen y De Zee, 2010); el infraespinato y la cabeza corta de los tríceps actúan para accionar la tarea de dirección, flexionando el hombro y extendiendo el brazo, respectivamente.

Las limitaciones de modelado de este estudio son similares a las de los modelos musculoesqueléticos genéricos actuales. La cinemática de la escápula se derivó de ecuaciones de regresión en lugar de cinemática medida. Sin embargo, dado el pequeño rango de movimiento en la articulación GH (< flexión/extensión de 24° y < abducción/aducción de 18°), los efectos de esto deberían ser relativamente insignificantes—Fig. 5 muestra la cinemática de la junta GH para todas las condiciones de conducción. El modelado de la muñeca se simplifica a una articulación fusionada. Aunque habrá músculos activos que manejen la mano para agarrar la rueda, se observa que las fuerzas musculares en el codo son relativamente pequeñas (Fig. 3), y por lo tanto, el efecto de esta simplificación no debería ser significativo en la cadena del modelo; que es el enfoque de este estudio. Otros han encontrado que los niveles altos de agarre (hasta el 50% de MVC) no tienen un efecto significativo en la activación muscular del hombro a niveles bajos de elevación del brazo (Palmerud et al. De 2000; Sporrong et al., 1996).

Los sujetos de este estudio son adultos jóvenes. Aunque las poblaciones de ancianos generalmente se asocian con lesiones del manguito de los rotadores (Minigawa e Itoi, 2006), se sabe que un historial de trauma es el factor más fuertemente correlacionado con los desgarros del manguito de los rotadores (Yamamoto et al., 2010) y las conclusiones relativas a la carga de los músculos del hombro y la articulación del hombro son pertinentes para la gran población que conduce regularmente (38 millones de permisos de conducir en el Reino Unido; data.gov.uk, 2013), independientemente de la edad.

Westerhoff et al. (2009) midieron las fuerzas articulares in vivo para la dirección con ambas manos y sentado en una posición cómoda mediante el uso de implantes de hombro telemétricos en cuatro pacientes. Uno de los sujetos realizó un movimiento que fue significativamente diferente de los demás y del movimiento realizado en este estudio (OrthoLoad, 2014) y, por lo tanto, no se incluye en el análisis presentado. Con el fin de mejorar la similitud entre las metodologías experimentales, solo se considera la porción de giro a la derecha del movimiento a partir de los datos in vivo. Los valores predichos de las fuerzas conjuntas en la condición I (61,1 SD7.Pico medio de 8% de peso corporal) son similares a los valores in vivo (59,9 DE 1,1% de pico medio de peso corporal; Fig. 2). El patrón de la carga articular del implante de articulación GH telemétrico también es similar a este estudio; con un valor máximo encontrado en aproximadamente el 40% del movimiento (Fig. 2). Las diferencias entre los resultados de estos estudios podrían explicarse por: la diferente resistencia al par en la rueda (57% más baja aquí), la diferente velocidad a la que se realizó la tarea (más rápida aquí) y la cantidad de giro de la rueda (90° a la derecha en comparación con 65° aquí). Las activaciones musculares del hombro se correlacionan fuerte y positivamente con el par de resistencia de la dirección (Pick y Cole, 2006). Todos los sujetos utilizados por Westerhoff et al. (2009) son pacientes con osteoartritis del hombro, por lo tanto, los efectos de la cirugía y los mecanismos de afrontamiento aprendidos deben considerarse La comparación con la literatura solo debe considerarse como una prueba aproximada de magnitud y patrón, debido a la alta variación interindividual de las fuerzas articulares durante la dirección (Westerhoff et al., 2009), el pequeño tamaño muestral de los datos in vivo, las diferencias en la metodología experimental y el hecho de que los datos de la literatura son para pacientes con una endoprótesis con probable alto nivel de co-contracción para lograr estabilidad articular.

Se encontró que la dirección derecha produce cargas articulares más altas en el hombro derecho; la literatura es contradictoria (Westerhoff et al., 2009), aunque no se describen las tendencias medias en este resultado, el hecho se afirma simplemente. Las diferencias discutidas entre los estudios pueden contribuir a esta diferencia, particularmente el hecho de que los sujetos tienen implantes de hombro de reemplazo. Por lo tanto, es probable que estos sujetos tengan un rango de movimiento reducido (Bryant et al., 2005; Ludewig et al., 2009), lo que significa que la parte ascendente de la conducción (girar a la izquierda con la mano derecha) se convierte en una actividad que está potencialmente cerca del borde de su rango de movimiento, particularmente a 90° de giro de la rueda, lo que conduce a un aumento de las fuerzas de las articulaciones. Una limitación también podría ser que los modelos musculoesqueléticos de dinámica inversa no son actualmente capaces de predecir las co-contracciones musculares en la articulación GH. Es probable que esto fortalezca las conclusiones discutidas relacionadas con la alta carga supraespinosa e infraespinosa, ya que se espera que estos músculos se contraigan conjuntamente (Veeger y van der Helm, 2007).

Los resultados muestran que la mayoría de las condiciones de conducción causado moderada (> 30%) a una alta activación (> 50%) de supraespinoso y deltoides con algunos moderada activación de infraespinoso (Tabla 2). La activación muscular elevada y repetida podría llevar a fatiga muscular o incluso a sobrecarga; particularmente porque el supraespinoso y el deltoides están potencialmente cargados excéntricamente (Lieber y Friden, 1993; Proske y Morgan, 2001). Además, estos músculos presentaron una activación casi dos veces mayor que cualquier otro músculo de la extremidad superior; por lo tanto, una lesión en uno de estos músculos podría conducir a un aumento peligroso de la activación de los otros músculos para compensar. Como el supraespinato y el deltoides actúan juntos, una lesión o debilidad en uno de estos músculos puede significar que el otro músculo no podrá compensar la carga debido a la activación ya alta cuando ambos músculos funcionan normalmente. Esto puede tener implicaciones para la inestabilidad de las articulaciones, particularmente en el caso del supraespinoso.

Conducir cerca de la rueda reduce las fuerzas generadas por el músculo supraespinoso en un 31% (fuerzas pico) y un 45% (fuerzas medias; Fig. 4) y, por lo tanto, reduce los riesgos de sobrecarga (incluida la reparación del manguito rotador que se analiza a continuación). Esto se espera porque el momento en el hombro causado por la masa del brazo se reducirá en comparación con las condiciones de conducción cómodas (Condición I), y particularmente distantes (Condición III).

Las cargas de unión GH reducidas pero similares al conducir con una mano (Fig. 2; Condición II) puede ser explicable porque al girar a la derecha, no es necesario superar la masa de la otra mano y el brazo, como es el caso de conducir con ambas manos (Condición I). El patrón de la fuerza de unión GH entre la conducción de una y dos manos tiene cierta similitud con el patrón de carga in vivo (Fig. 2; Westerhoff et al., 2009), aunque estos datos solo se toman de un tema y, por lo tanto, son de utilidad limitada.

Las estimaciones de la incidencia anual acumulada de trastornos del manguito rotador varían del 7% al 25% en la población general occidental (Bilal, 2011), mientras que las resistencias medias de fallo para reparaciones de hilera simple y de hilera doble del supraespinoso son de 224 DE 148 N y 325 DE 74 N, respectivamente, Smith et al. (2006). En este estudio, las fuerzas supraespinosas en la conducción «distante de la rueda» (Condición III) fueron tan altas como 164 DE 27 N; 73% de la carga de falla. Como la articulación glenohumeral es inherentemente inestable, la co-contracción a menudo se ve con movimientos de las extremidades superiores. Sin embargo, como este método computacional predice solo bajos niveles de co-contracción debido a las matemáticas de la función de costo del modelo, es probable que subestime esta co-contracción. Por lo tanto, se espera que en algunos casos, la carga en realidad sea superior a la cuantificada aquí; esto apunta a la necesidad de atención en un período de reparación del manguito rotador postoperatorio.

A medida que los músculos del manguito rotador se debilitan con la edad, se espera un cambio en la cinemática de la dirección. Esto daría lugar a diferentes productos del modelo. Por lo tanto, el trabajo adicional debe centrarse en aumentar el tamaño de la muestra del estudio para permitir que se evalúen las variaciones en el género, la edad y las dimensiones corporales. Además, las posiciones de conducción podrían parametrizarse en términos de distancia a la rueda, lo que podría conducir a la definición de una posición de conducción segura asociada a una patología del hombro. Finalmente, al igual que con todos los estudios de modelado musculoesquelético, se podría llevar a cabo una validación adicional con EMG e implantes instrumentados.

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