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martes, 30 de enero de 2018

POLEAS TENDINOSAS Y ESCALADA: POLEAS Y FUERZA DE AGARRE




1-      Conceptos generales
2-      Pathomechanism
3-      Poleas y Fuerza de agarre
4-      Vendajes

¿Alguna vez os habéis planteado como los murciélagos son capaces de dormir e hibernar cabeza abajo sujetados únicamente por sus garras? Pues es una explicación muy importante y con un cierto paralelismo a como el ser humano genera la fuerza de agarre.

Los murciélagos poseen “el mecanismos de bloqueo de tendón” (TLM) bautizado así por Quinn and Baumel (1993) quienes estudiaron esta capacidad en diferentes especies de murciélago. El TLM consiste en la presencia de un parche de tubérculos en la falange proximal y la cara palmar del tendón flexor que interactúa con una serie de crestas transversales de la vaina produciendo un bloqueo cuando se presionan las dos superficies entre sí. Esto permite mantener las garras flexionadas sin apenas contracción muscular, de tal manera que son los factores pasivos a la contracción muscular los que mantienen la mayor parte de la tensión en el agarre.

Ilustración 1: Murcielagos durmiendo sujetados por sus garras sin usar contracción muscular (TLM)


En el ser humano ocurre un mecanismo bastante análogo al TLM, el “mecanismo de compresión del tendón” (TCM), este fenómeno como describíamos brevemente en el post anterior facilita el deslizamiento del tendón en sentido concéntrico mientras que aumenta el rozamiento en sentido excéntrico ayudando a generar fuerza en contracciones excéntricas e isométricas (Walbeehm & McGrouther, 1995) gracias a la disposición de las fibras que intervienen al interactuar las superficies. Siempre que la contracción sea concéntrica el rozamiento de las estructuras que puedan intervenir en el movimiento jugarán en contra de la producción de fuerza mientras que en las contracciones excéntricas e isométricas ocurrirá al contrario y el rozamiento contribuirá sinérgicamente con la fuerza. De esta manera en el caso de la flexión falángica se suma al rozamiento la interacción de las poleas con el tendón.
  
Uchiyama, Coert, Berglund, Amadio, and An (1995) desarrollaron un modelo para calcular el rozamiento entre la polea a2 y el tendón del flexor profundo y obtener un coeficiente de rozamiento (µ) gracias al cual, A Schweizer, Frank, Ochsner, and Jacob (2003) calcularon la diferencia entre la fuerza excéntrica y concéntrica durante la flexión de la articulación interfalángica (PIP) siendo un 29,9% mayor en excéntrico. Una vez vista esta diferencia fueron capaces de cuantificar como contribuía a este superávit el rozamiento del tendón con las poleas hallando una contribución del 9%. Dicho de otra manera, cuando realizamos una contracción excéntrica en la articulación interfalángica proximal (PIP) un 9% de la fuerza que somos capaces de producir es gracias al rozamiento poleas-tendón.

Ilustración 2: Representación de la Fuerza de rozamiento (Fr) generada por los tendones sobre la polea a2 (Moor, Nagy, Snedeker, & Schweizer, 2009)

El ángulo de la articulación interfalángica proximal (PIP) va a ser un factor determinante en el rozamiento poleas-tendón que se genere. En una posición de arqueo con la articulación interfalángica proximal (PIP) a 85,8º de flexión, un 8,6% de la fuerza generada corresponde al rozamiento de la polea a2 con los tendones flexores (Moor et al., 2009) concretamente en este experimento se registraron 3,77 N de fuerza de rozamiento para una fuerza de 40 N producida sobre el agarre.

La relación entre la fuerza en el agarre, el ángulo de PIP y el tipo de contracción va a determinar el coeficiente de rozamiento (µ) el cual nos convendrá que sea lo mayor posible para generar fuerza de agarre, pero también podrá aumentar el riesgo de sufrir una lesión en la polea a2 cuando sea más alto. Un mayor ángulo de flexión de PIP hasta 90º (que es donde alcanza su pico máximo de
µ) aumentara el coeficiente de rozamiento (µ). A mayor fuerza aplicada también aumentará este coeficiente; y cómo podemos ver en la gráfica de más abajo el que la contracción sea excéntrica aumenta en gran medida el rozamiento con respecto así la contracción es concéntrica.

Ilustración 3: Relación entre la fuerza, el ángulo de flexión de (PIP) y el coeficiente de rozamiento (µ) para contracciones excéntricas y concéntricas. (Dermitzakis, Morales, & Schweizer, 2013)

Durante el agarre en arqueo el borde distal de la polea a2 sufre una carga aproximadamente 3 veces mayor que la aplicada sobre el agarre (Andreas Schweizer, 2001), es decir si estamos aplicando una fuerza de 100 N con un dedo, el borde distal de la polea a2 en cuestión sufrirá una tensión de unos 300 N. En otro experimento realizado por (Schoffl, Oppelt, Jungert, Schweizer, Neuhuber, et al., 2009) observaron que cuando PIP se encuentra a un ángulo correspondiente al agarre en arqueo el primer evento que ocurre al aplicar tensiones máximas sobre los tendones es la rotura de polea a4 mientras que para ángulos mas correspondientes al agarre en extensión ocurrían otras lesiones como avulsión del tendón o fracturas óseas; sin embargo hay que tener en cuenta que durante este experimento la posición de las articulaciones era estática sin producirse ninguna fase excéntrica y por lo tanto no había ningún rozamiento dinámico, lo cual apoya la teoría de que la polea a4 es propensa a romperse en situaciones isométricas mientras que la polea a2 es propensa a romperse en el transcurso de una posición isométrica a un movimiento excéntrico como observaron Schoffl, Oppelt, Jungert, Schweizer, Bayer, et al. (2009) resaltando la importancia del TCM.

Otro hallazgo muy importante realizado en uno de los estudios antes mencionados (Andreas Schweizer, 2001) es que para conseguir que las poleas aumenten su laxitud y permitan aumentar la cuerda de arco un 30% (0,6mm) es necesario realizar al menos 100 movimientos (50 en cada mano), lo cual es un gran indicador de cómo debemos calentar para prevenir posibles lesiones.

A modo de conclusión podríamos decir que tener unas poleas sanas y que ciñan el tendón al hueso debidamente va a contribuir notablemente a la producción de la fuerza de agarre, especialmente cuando se trate de agarres con un ángulo de flexión importante en PIP como el agarre en arqueo gracias a la contribución del mecanismo de compresión del tendón (TCM).


BIBLIOGRAFÍA:                                 

Dermitzakis, K., Morales, M. R., & Schweizer, A. (2013). Modeling the frictional interaction in the tendon-pulley system of the human finger for use in robotics. Artificial life, 19(1), 149-169.
Moor, B. K., Nagy, L., Snedeker, J. G., & Schweizer, A. (2009). Friction between finger flexor tendons and the pulley system in the crimp grip position. Clinical biomechanics, 24(1), 20-25.
Quinn, T. H., & Baumel, J. J. (1993). Chiropteran tendon locking mechanism. Journal of Morphology, 216(2), 197-208.
Schoffl, I., Oppelt, K., Jungert, J., Schweizer, A., Bayer, T., Neuhuber, W., & Schoffl, V. (2009). The influence of concentric and eccentric loading on the finger pulley system. J Biomech, 42(13), 2124-2128. doi:10.1016/j.jbiomech.2009.05.033
Schoffl, I., Oppelt, K., Jungert, J., Schweizer, A., Neuhuber, W., & Schoffl, V. (2009). The influence of the crimp and slope grip position on the finger pulley system. J Biomech, 42(13), 2183-2187. doi:10.1016/j.jbiomech.2009.04.049
Schweizer, A. (2001). Biomechanical properties of the crimp grip position in rock climbers. Journal of biomechanics, 34(2), 217-223.
Schweizer, A., Frank, O., Ochsner, P., & Jacob, H. (2003). Friction between human finger flexor tendons and pulleys at high loads. Journal of biomechanics, 36(1), 63-71.
Uchiyama, S., Coert, J., Berglund, L., Amadio, P. C., & An, K. N. (1995). Method for the measurement of friction between tendon and pulley. Journal of Orthopaedic Research, 13(1), 83-89.
Walbeehm, E., & McGrouther, D. (1995). An anatomical study of the mechanical interactions of flexor digitorum superficialis and profundus and the flexor tendon sheath in zone 2. The Journal of Hand Surgery: British & European Volume, 20(3), 269-280.

domingo, 7 de enero de 2018

POLEAS TENDINOSAS Y ESCALADA: PATHOMECHANISM (MECANISMO DE PATOLOGÍA)



1-      Conceptos generales
2-      Pathomechanism
3-      Poleas y Fuerza de agarre
4-      Vendajes



En esta entrada voy a hablaros cuáles son los mecanismos por los que se puede romper una polea, y para ello es muy importante entender cómo funcionan estas estructuras mecánicamente. En el anterior post explicábamos que la función de las poleas es mantener los tendones flexores pegados a los huesos de tal manera que sea posible la flexión de las diferentes articulaciones falángicas y no se produzca la cuerda de arco. Imaginemos por un momento que no tuviésemos ninguna polea, entonces, nuestros tendones tenderían a ir en línea recta desde su inserción hasta su origen, y si eso ocurriese con nuestras articulaciones en flexión nuestros tendones se separarían centímetros de nuestros huesos de la mano.

Ilustración 1: Neumann, D. (2002). Kinesiology of the Musculoskeletal 
System. Foundations for Physical Rehabilitation. Missouri: Mosby.


Entendiendo estos conceptos podemos vislumbrar que cada vez que los tendones generan tensión, traccionan sobre las poleas en mayor o menor medida dependiendo del valor de la tensión (fuerza) de los tendones y el ángulo con el que estos tiren de la polea en cuestión, produciéndose un torque o momento lineal determinado.

Tolerancia a la carga y stiffness:
En base a los estudios de (Lin, Cooney, Amadio, & An, 1990) podemos repasar las propiedades mecánicas de las diferentes poleas, en este caso de las poleas a2, a3 y a4 que son las que más nos interesan, al ser las únicas con roturas documentadas en escalada deportiva.
La polea a2 es la que tiene un pico más alto de rotura siendo de 407,49 N, sin embargo, en relación a la longitud de tejido es de 27,71 N/mm. Su stiffness (rigidez) es de 135,34 N/mm es decir, necesita 135,34 N para elongarse 1 mm.
La a4 tolera una carga máxima de 209,57 N, y en relación a la longitud de tejido 34,20 N/mm, Su stiffness es 167,99 N/mm. Por lo tanto, es la polea más rígida y la que más carga tolera por superficie, pero no la más resistente en términos absolutos ya que es menor en tamaño que la a2.
La polea a3 es la menos rígida (22N/mm) probablemente debido a que se inserta en la placa palmar a diferencia de la a2 y a4 que se insertan en el hueso. Su carga máxima es de 47,8 N y de 22,20 N/mm por longitud de tejido.

Pathomechanics (mecanismos de patología):
La tensión recibida en cada polea va a depender de la tensión que generen los tendones del flexor superficial y del flexor profundo en relación al ángulo de la articulación interfalángica proximal (PIP), de esta manera, las diferentes posiciones de agarre dadas van a influir notablemente en la tensión que va a sufrir cada polea. 

Ilustración 2: Agarre en extensión y agarre en arqueo.
Se puede apreciar claramente la variación del ángulo
 de la articulación interfalángica proximal (PIP)


El agarre en arqueo provoca una tensión 36 y 4 veces mayor en las poleas a2 y a4 respectivamente que el agarre en extensión (Vigouroux, Quaine, Labarre-Vila, & Moutet, 2006), lo cual encaja con que gran porcentaje de roturas de polea ocurren durante el arqueo. Sin embargo algunos sujetos analizados alcanzaban valores muy superiores (hasta 398,4 N en a4) a los anteriormente mencionados de máxima tolerancia ante la rotura, lo cual sugiere que en escaladores experimentados se pueden sufrir adaptaciones que hagan las poleas más resistentes, que es justo lo que demuestra el estudio de (Schreiber, Allenspach, Seifert, & Schweizer, 2015) donde se observan claras adaptaciones estructurales en las poleas de escaladores experimentados. En base a estos datos podemos concluir que el ángulo en el que se encuentre la articulación interfalángica proximal (α) durante el agarre va a determinar el ángulo formado entre el tendón y la polea (β) el cual va a ser determinante en el riesgo de sufrir un desgarro.

Ilustración 3: Angulo de la articulación interfalángica proximal (PIP) y
ángulo entre el tendón y la polea a2 (β) (Roloff, Schoffl, Vigouroux, & Quaine, 2006)

Sin embargo, es probable que la tracción a la que esté sometida una polea no sea la única variable mecánica para que se produzca un desgarro, el rozamiento entre el tendón y la polea también puede influir. La disposición de las fibras de las poleas facilita el deslizamiento cuando el tendón se mueve en sentido concéntrico y aumenta el rozamiento cuando el tendón se mueve en sentido excéntrico, este fenómeno fue bautizado como “mecanismo de compresión del tendón” (TCM) y contribuye a la fuerza de agarre isométrica y excéntrica. Este rozamiento entre las poleas y el tendón fue cuantificado por (Schweizer, Frank, Ochsner, & Jacob, 2003) demostrando que la fuerza en excéntrico en la articulación interfalangica proximal (PIP) era un 29,9 % mayor que en régimen concéntrico. Estos datos pueden sugerir que en el mecanismo de lesión de polea a2 puede influir notablemente la fricción producida en una fase excéntrica, como demuestran (Schoffl et al., 2009) quienes observan que la polea a2 necesita menos carga para romper cuando la contracción es excéntrica que cuando es concéntrica.

Ilustración 4: Fricción tendón-polea (Schweizer et al., 2003)

 
Viendo que una fase excéntrica de la articulación interfalángica proximal (PIP) puede ser un factor de riesgo importante, tenemos que prestar atención a evitarlo especialmente cuando se traten de contracciones con cargas máximas. Cada vez que el agarre en arqueo cede y se abre a un agarre en semiarqueo o extensión se está produciendo esta fase excéntrica. En este sentido debemos tener cuidado cuando se produce un ciclo de estiramiento-acortamiento (cea) en las articulaciones que intervienen en la tracción (una dominada rápida, por ejemplo) ya que estos gestos pueden producir fuertes picos puntuales como podemos observar en la gráfica de más abajo que corresponde a una serie de dominadas en una regleta de 15 mm.

Ilustración 5: Grafica F-t para una serie de dominadas a máxima velocidad.


Otro factor que debemos tener en cuenta es el efecto cuadriga, este fenómeno ocurre cuando tiramos de algunos dedos estando los colindantes a un ángulo de flexión mayor (tridedos, bidedos y monodedos) y consiste en una contribución pasiva a la fuerza (Alvarez, 2017) gracias al estiramiento de los músculos lumbricales de la palma de la mano, lo cual también supone un mayor estrés mecánico en el sistema polea-tendón.



 BIBLIOGRAFÍA:


Alvarez, C. (2017). Efecto cuadriga. Investigación sin publicar.
Lin, G.-T., Cooney, W., Amadio, P. C., & An, K.-N. (1990). Mechanical properties of human pulleys. The Journal of Hand Surgery: British & European Volume, 15(4), 429-434.
Neumann, D. (2002). Kinesiology of the Musculoskeletal System. Foundations for Physical Rehabilitation. Missouri: Mosby.
Roloff, I., Schoffl, V. R., Vigouroux, L., & Quaine, F. (2006). Biomechanical model for the determination of the forces acting on the finger pulley system. J Biomech, 39(5), 915-923. doi:10.1016/j.jbiomech.2005.01.028
Schoffl, I., Oppelt, K., Jungert, J., Schweizer, A., Bayer, T., Neuhuber, W., & Schoffl, V. (2009). The influence of concentric and eccentric loading on the finger pulley system. J Biomech, 42(13), 2124-2128. doi:10.1016/j.jbiomech.2009.05.033
Schreiber, T., Allenspach, P., Seifert, B., & Schweizer, A. (2015). Connective tissue adaptations in the fingers of performance sport climbers. Eur J Sport Sci, 15(8), 696-702. doi:10.1080/17461391.2015.1048747
Schweizer, A., Frank, O., Ochsner, P., & Jacob, H. (2003). Friction between human finger flexor tendons and pulleys at high loads. Journal of biomechanics, 36(1), 63-71.
Vigouroux, L., Quaine, F., Labarre-Vila, A., & Moutet, F. (2006). Estimation of finger muscle tendon tensions and pulley forces during specific sport-climbing grip techniques. J Biomech, 39(14), 2583-2592. doi:10.1016/j.jbiomech.2005.08.027