Forze muscolari della spalla durante la guida: lo sterzo improvviso può caricare la cuffia dei rotatori oltre il limite di riparazione | Wholesome

4. Discussione

Questo studio presenta le previsioni del modello muscolo – scheletrico dei carichi muscolari e articolari durante la guida-un’importante attività quotidiana. Le forze di reazione congiunta GH previste sono paragonabili ai valori della letteratura per le forze di reazione congiunta GH in vivo (Fig. 2). Le azioni muscolari previste sono anche spiegabili; il deltoide medio è il muscolo più attivo nel mantenere il braccio in posizione sollevata, usando il suo forte braccio del momento di estensione (Fig. 3 e 4; Ackland et al., 2008); il sovraspinato e la testa lunga del bicipite supportano anche il peso del braccio (Fig. 3) durante l’applicazione di una ben diretto linea di azione per la centralizzazione della testa omerale sulla glenoide (Ackland e Pandy, 2009); il trapezio, i muscoli sono attivi nel mantenere l’elevazione del cingolo scapolare, come osservato in posizioni analoghe, come ad esempio scrivania-lavoro (Rasmussen e De Zee, 2010); sottospinato e capo breve del tricipite poi agire per azionare lo sterzo compito di flessione della spalla e stendendo il braccio, rispettivamente.

I limiti di modellazione di questo studio sono simili a quelli degli attuali modelli muscoloscheletrici generici. La cinematica della scapola è stata derivata dalle equazioni di regressione piuttosto che dalla cinematica misurata. Tuttavia, data la piccola gamma di movimento all’articolazione GH (< 24 ° flessione / estensione e < 18° abduzione / adduzione), gli effetti di questo dovrebbero essere relativamente insignificanti-Fig. 5 mostra la cinematica del giunto GH per tutte le condizioni di guida. La modellazione del polso è semplificata in un’articolazione fusa. Anche se ci saranno muscoli attivi che guidano la mano per afferrare la ruota, si osserva che le forze muscolari al gomito sono relativamente piccole(Fig. 3), e quindi, l’effetto di questa semplificazione non dovrebbe essere significativo più in alto nella catena del modello; che è l’attenzione su questo studio. Altri hanno scoperto che alti livelli di grip (fino al 50% MVC) non hanno un effetto significativo sull’attivazione muscolare della spalla a bassi livelli di elevazione del braccio (Palmerud et al., 2000; Sporrong et al., 1996).

I soggetti in questo studio sono giovani adulti. Sebbene le popolazioni anziane siano generalmente associate a lesioni della cuffia dei rotatori (Minigawa e Itoi, 2006), è noto che una storia di trauma è il fattore più fortemente correlato con le lacrime della cuffia dei rotatori (Yamamoto et al., 2010) e le conclusioni relative al carico dei muscoli della spalla e dell’articolazione della spalla sono rilevanti per la popolazione molto numerosa che guida regolarmente (38 milioni di patenti di guida detenute nel Regno Unito; data.gov.uk, 2013), indipendentemente dall’età.

Westerhoff et al. (2009) ha misurato le forze articolari in vivo per sterzare con entrambe le mani e sedersi in una posizione comoda utilizzando impianti di spalla telemeterizzati in quattro pazienti. Uno dei soggetti ha eseguito un movimento significativamente diverso dagli altri e il movimento eseguito in questo studio (OrthoLoad, 2014) e quindi non è incluso nell’analisi presentata. Al fine di migliorare la somiglianza tra le metodologie sperimentali, solo la parte di svolta a destra del movimento viene considerata dai dati in vivo. I valori previsti delle forze congiunte nella Condizione I (61.1 SD7.8% BW picco medio) sono simili ai valori in vivo (59.9 SD1. 1% BW picco medio; Fig. 2). Anche il modello del carico articolare dell’impianto congiunto GH telemeterizzato è simile a questo studio; con un valore di picco rilevato a circa il 40% del movimento (Fig. 2). Le differenze tra i risultati di questi studi potrebbero essere spiegate da: la diversa resistenza della coppia nella ruota (qui inferiore del 57%), la diversa velocità con cui è stata eseguita l’operazione (più veloce qui) e la quantità di rotazione della ruota (90° a destra rispetto a 65° a destra qui). Le attivazioni muscolari della spalla sono fortemente e positivamente correlate con la coppia di resistenza dello sterzo (Pick e Cole, 2006). Tutti i soggetti utilizzati da Westerhoff et al. (2009) sono pazienti con osteoartrite della spalla, quindi gli effetti della chirurgia e i meccanismi di coping appresi devono essere considerati Il confronto con la letteratura dovrebbe essere considerato solo come un test approssimativo di grandezza e modello, a causa dell’elevata variazione inter-individuale delle forze articolari durante lo sterzo (Westerhoff et al., 2009), piccole dimensioni del campione di dati in vivo, differenze nella metodologia sperimentale e il fatto che i dati della letteratura sono per i pazienti con un’endoprotesi con probabile alto livello di co-contrazione per raggiungere la stabilità articolare.

Si è riscontrato che lo sterzo a destra produce carichi articolari più elevati nella spalla destra; la letteratura è contraddittoria (Westerhoff et al., 2009), sebbene le tendenze medie in questo risultato non siano descritte; il fatto è semplicemente dichiarato. Le differenze discusse tra gli studi possono contribuire a questa differenza, in particolare il fatto che i soggetti hanno protesi di spalla sostitutive. Questi soggetti sono quindi suscettibili di avere una gamma ridotta di movimento (Bryant et al., 2005; Ludewig et al., 2009), il che significa che la parte verso l’alto della guida (girando a sinistra con la mano destra) diventa un’attività potenzialmente vicina al bordo del loro raggio di movimento, in particolare a 90° di rotazione della ruota, portando ad un aumento delle forze congiunte. Una limitazione potrebbe anche essere che i modelli muscoloscheletrici a dinamica inversa non sono attualmente in grado di prevedere le co-contrazioni muscolari nell’articolazione GH. Ciò probabilmente rafforzerà le conclusioni discusse relative all’alto carico sovraspinato e infraspinato, poiché si prevede che questi muscoli si contraggano (Veeger e van der Helm, 2007).

I risultati mostrano che la maggior parte delle condizioni di guida ha causato da moderata (> 30%) ad alta attivazione (> 50%) di sovraspinato e deltoide con una moderata attivazione di infraspinato (Tabella 2). L’attivazione muscolare ripetuta potrebbe portare ad affaticamento muscolare o addirittura sovraccarico; in particolare dal momento che sovraspinato e deltoide sono potenzialmente caricati eccentricamente (Lieber e Friden, 1993; Proske e Morgan, 2001). Inoltre, questi muscoli presentavano un’attivazione quasi due volte superiore rispetto a qualsiasi altro muscolo dell’arto superiore; pertanto, la lesione di uno di questi muscoli potrebbe portare ad un pericoloso aumento dell’attivazione degli altri muscoli per compensare. Poiché sovraspinato e deltoide agiscono insieme, lesioni o debolezza in uno di questi muscoli possono significare che l’altro muscolo non sarà in grado di compensare il carico a causa dell’attivazione già elevata quando entrambi i muscoli funzionano normalmente. Ciò può avere implicazioni per l’instabilità articolare, in particolare nel caso del sovraspinato.

Guidare vicino alla ruota riduce le forze generate dal muscolo sovraspinato del 31% (forze di picco) e del 45% (forze medie; Fig. 4) e quindi riduce i rischi di sovraccarico (inclusa la riparazione della cuffia dei rotatori discussa di seguito). Ciò è previsto perché il momento alla spalla causato dalla massa del braccio sarà ridotto rispetto alle condizioni di guida confortevoli (Condizione I), e in particolare lontane (Condizione III).

I carichi di giunzioni GH ridotti ma simili nella guida con una mano (Fig. 2; Condizione II) può essere spiegabile perché quando si gira a destra, non è necessario superare la massa dell’altra mano e del braccio, come nel caso di guidare con entrambe le mani (Condizione I). Il modello della forza congiunta GH tra una e due mani guida ha qualche somiglianza con il modello in vivo di carico (Fig. 2; Westerhoff et al., 2009), anche se questi dati sono presi solo da un soggetto e sono quindi di utilità limitata.

Le stime dell’incidenza cumulativa annuale dei disturbi della cuffia dei rotatori variano dal 7% al 25% nella popolazione generale occidentale (Bilal, 2011), mentre i punti di guasto medi per le riparazioni a fila singola e le riparazioni a doppia fila del sovraspinato sono 224 SD 148 N e 325 SD 74 N, rispettivamente Smith et al. (2006). In questo studio, le forze sovraspinate nella guida “distante dalla ruota” (Condizione III) erano alte quanto 164 SD 27 N; 73% del carico di guasto. Poiché l’articolazione gleno-omerale è intrinsecamente instabile, la co-contrazione è spesso osservata con movimenti degli arti superiori. Tuttavia, poiché questo metodo computazionale prevede solo bassi livelli di co-contrazione a causa della matematica della funzione di costo del modello, è probabile che sottovaluti questa co-contrazione. Pertanto, si prevede che in alcuni casi, il caricamento potrebbe effettivamente essere superiore a quello quantificato qui; ciò indica la necessità di cure in un periodo di riparazione della cuffia dei rotatori post-operatoria.

Poiché i muscoli della cuffia dei rotatori si indeboliscono con l’età, ci sarebbe un cambiamento previsto nella cinematica dello sterzo. Ciò comporterebbe diversi output del modello. Pertanto, ulteriori lavori dovrebbero concentrarsi sull’aumento della dimensione del campione dello studio per consentire di valutare le variazioni di sesso, età e dimensioni corporee. Inoltre, le posizioni di guida potrebbero essere parametrizzate in termini di distanza dalla ruota che potrebbe quindi portare alla definizione di una posizione di guida sicura associata alla patologia della spalla. Infine, come per tutti gli studi di modellizzazione muscoloscheletrica, un’ulteriore validazione potrebbe essere condotta con EMG e impianti strumentati.

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