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.
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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.
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| 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.
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| 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.
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| 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.
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| 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).
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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
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