Un modelo actualizado no revela diferencias de sexo en el estrés de la articulación femororrotuliana durante la carrera

INTRODUCCIÓN

La carga específica de la estructura se ha vuelto de interés, especialmente en lo que respecta a las lesiones por correr por uso excesivo.1,2 Esta premisa busca comprender cómo los elementos de la biomecánica de la carrera, como las diferentes características cinemáticas y cinéticas de la carrera, pueden provocar tensiones en los tejidos que predisponen a esas estructuras a sufrir lesiones.2 Esto tiene implicaciones para comprender las lesiones comunes de la carrera, como el dolor patelofemoral (PFP). Se ha informado que el dolor patelofemoral es la lesión más común relacionada con la carrera y representa el 16,5% de todas las lesiones que se presentan en una clínica de carrera.3 Más recientemente, una revisión sistemática y un metanálisis han estimado una tasa de incidencia de 1080,5/1000 años-persona en corredores aficionados.4 Dado que el aumento de la tensión de la articulación patelofemoral (PFJS), la tensión del hueso patelofemoral y la tensión del cartílago se han implicado en la PFP y ciertas cinemáticas y cinéticas de carrera pueden aumentar la carga específica de la estructura (es decir, PFJS), comprender las diferencias en la carga específica de la estructura entre sexos puede ser relevante al desarrollo de esta lesión común.5–7

Como la PFP es dos veces más frecuente en las mujeres,8 se ha propuesto que las hembras pueden demostrar un aumento de PFJS que conduce a una mayor carga específica de la estructura. Aunque el vínculo teórico es claro, los estudios que investigan las diferencias sexuales en PFJS han mostrado resultados mixtos.9–11 Almendro y Benson9 informaron que los hombres tenían mayor PFJS y fuerza de reacción de la articulación femororrotuliana (PFJRF) durante la carrera, mientras que no hubo diferencias entre sexos en los momentos de extensión o flexión de la rodilla. Sinclair y Selfe10 informaron que las mujeres tenían mayor fuerza de contacto femororrotuliano, PFJS y momento máximo de extensión de la rodilla en comparación con los hombres, mientras que Willson et al.11 no demostraron diferencias de sexo en PFJS, PFJRF o momento extensor de rodilla.

Para comprender estas discrepancias, se deben observar diferencias importantes en los enfoques de modelado musculoesquelético empleados. En primer lugar, dos estudios9,10 utilizaron estimaciones de PFJS basadas en métodos de dinámica inversa que calculan la tensión articular directamente utilizando el momento de extensión de la rodilla. Esto puede no tener en cuenta ninguna co-contracción muscular potencial. Por lo tanto, los enfoques de dinámica inversa por sí solos pueden conducir a una subestimación de PFJS.12

Willson et al.11 ajustaron su modelo para tener en cuenta la fuerza de los flexores de la rodilla, pero se desconoce cómo se compara este método con otros enfoques que estiman la fuerza del cuádriceps. Los métodos basados ​​en la optimización estática utilizados para estimar las fuerzas musculares producen diferentes valores de PFJS en comparación con los enfoques dinámicos inversos.12 Por lo tanto, las estimaciones de PFJS a partir de modelos musculoesqueléticos que utilizan fuerzas musculares pueden proporcionar una estimación más sólida de la carga del cuádriceps para las estimaciones de PFJS.

Los métodos utilizados para estimar el área de contacto de la articulación femororrotuliana (PFJCA) es otro factor que puede explicar los diferentes hallazgos asociados con PFJS en función del sexo. Almonroeder & Benson usado en vivo mediciones en mujeres obtenidas a través de resonancia magnética para estimar PFJCA a pesar de probar una muestra de sexo mixto.9 Willson et al.11 utilizaron datos similares que eran específicos del sexo, mientras que Sinclair & Selfe10 utilizó datos de muestras cadavéricas, no específicas de sexo. Como se han reportado diferencias de PFJCA entre sexos,13 parece imperativo utilizar áreas de contacto específicas del sexo en un intento de dilucidar las diferencias en PFJS.

Una combinación de la utilización de estimaciones de la fuerza del músculo cuádriceps a partir de la optimización estática y la PFJCA específica del sexo puede ayudar a aclarar las inconsistencias reportadas en estudios previos que examinaron las diferencias sexuales en la PFJS, conducir a una mayor comprensión de las tensiones tisulares impuestas en la articulación femororrotuliana durante la carrera y ayudar a guiar el futuro. investigar.

El propósito de este estudio fue examinar las diferencias de sexo en la tensión de la articulación patelofemoral utilizando un modelo actualizado para incluir estimaciones de la fuerza del músculo cuádriceps y el área de contacto patelofemoral específica del sexo. Se planteó la hipótesis de que las mujeres demostrarían un aumento de PFJS cuando se consideraron la fuerza del músculo cuádriceps y el área de contacto específica del sexo.

MÉTODOS

Participantes

Usando las diferencias máximas de estrés en la articulación femororrotuliana de Willson et al.,11 un alfa = 0,05, una correlación entre puntuaciones de 0,5 para determinar una potencia de 0,8, se calculó un tamaño de muestra de 18 sujetos. Participaron 24 mujeres sanas y 21 hombres (tabla 1). Criterios de inclusión: rutina de carrera autoinformada de más de 16 km/semana, patrón de apoyo de la parte trasera del pie (primer contacto con el suelo realizado con el talón) mientras se corre, puntuación de ≥5 en la escala de Tegner y sin lesiones informadas que limiten la participación regular en carreras dentro de los 12 meses anteriores. Criterios de exclusión: embarazo, patología cardiovascular informada y cirugía en cualquiera de las extremidades inferiores en los 12 meses anteriores. Todos los sujetos dieron su consentimiento informado aprobado por la Junta de Revisión Institucional de la universidad.

Tabla 1.Factores demográficos informados como medias (DE).
Hembras machos
Edad (años) 21,8 (1,5) 21,1 (2,2)
Altura (cm) 167,6 (6,4) 179,1 (8,2)
Masa (kg) 62,0 (8,1) 74,6 (10,3)
Escala Tegner 6 (5-7) 6 (5-9)

La escala de Tegner se informa como la mediana (rango).

Protocolo

Se completó una prueba estática para calibrar el modelo musculoesquelético. Luego, después de un mínimo de tres pruebas de carrera de práctica, los participantes corrieron por una pista de 20 m usando su patrón típico de carrera con el retropié. El patrón se verificó usando el índice de pisada donde el centro de presión en contacto con el suelo estaba ubicado en el tercio trasero.14

La velocidad se restringió a un rango de 3,52 a 3,89 m/s utilizando fotocélulas interconectadas con un reloj digital. El rango se eligió para garantizar que hubiera velocidades de carrera comparables entre los grupos. Se observó un patrón de carrera y no se permitió apuntar la plataforma de fuerza. Se completaron un mínimo de cinco pruebas exitosas con la pierna derecha.

Instrumentación

Antes de correr, se preparó a los participantes para el análisis de movimiento. Se aplicaron cuarenta y siete marcadores retrorreflectantes en la piel, la ropa ajustada o el calzado de cada participante, como se describió anteriormente.15 Se dejaron marcadores en su lugar durante la recopilación de datos y los datos se capturaron a 180 Hz a través de 15 cámaras de análisis de movimiento (Motion Analysis Corporation, Santa Rosa, CA, EE. UU.) que rodeaban la pista. Las fuerzas de reacción del suelo se recolectaron con una plataforma de fuerza (Modelo 4080, Bertec Corporation, Columbus, OH, EE. UU.) al ras de la pista. Los datos analógicos se muestrearon a 1800 Hz. Tanto los datos analógicos de las plataformas de fuerza como los datos cinemáticos se procesaron a través de un filtro Butterworth de paso bajo a 12 Hz.

Procesamiento de datos

El modelo del cuerpo humano (HBM, Motek Medical, Ámsterdam, Países Bajos) se utilizó para calcular las fuerzas musculares utilizando un modelo musculoesquelético de 44 grados de libertad (DOF) con 16 segmentos rígidos.dieciséis La articulación de la cadera se trató como una articulación esférica según Bell et al.17 La articulación de la rodilla se modeló como una sola bisagra DOF en la que las traslaciones tibio-femorales y las rotaciones no sagitales estaban restringidas en función de la flexión de la rodilla. Los segmentos de las extremidades y las características inerciales eran específicas del sexo.18 A partir de estimaciones del centro de la articulación de la cadera de la prueba neutra de pie y estimaciones del centro de la articulación sacroilíaca,19 el HBM crea una geometría pélvica para cada participante.

Se modelaron 86 músculos en las extremidades inferiores donde los puntos de inserción muscular y los puntos de envoltura fueron de Delp.20 Un solucionador cinemático de HBM utilizó la optimización global para determinar la cinemática del modelo esquelético.21,22 Luego se obtuvieron los momentos articulares a partir de ecuaciones de movimiento y se estimaron minimizando una función de costo estático donde la suma de las activaciones musculares al cuadrado está relacionada con las fuerzas musculares máximas en cada paso de tiempo.20 Se utilizó una red neuronal recurrente para resolver el problema de optimización estática.23

Las fuerzas musculares del HBM se usaron luego para cuantificar la fuerza total del cuádriceps (QF) sumando las fuerzas musculares del recto femoral, vasto medial, vasto lateral y vasto intermedio. PFJS se calcula dividiendo PFJRF por PFJCA. Para determinar el PFJRF, un factor de conversión (k) se estimó a partir de Brechter & Powers24:

\[k(\text{x}) = \frac{(4.62\text{e}^{-01} + 1.47\text{e}^{-03}\text{x} – 3.84\text{e}^{-05}\text{x}^2)}{(1 – 1.62\text{e}^{-02}\text{x} + 1.55\text{e}^{-04}\text{x}^2 – 6.98\text{e}^{-07}\text{x}^3)}\]

donde x es el ángulo de la articulación de la rodilla en el plano sagital. Esto representaba la parte de la fuerza del cuádriceps que actuaba directamente sobre la articulación femororrotuliana. Tanto el ángulo de la rodilla como la orientación del músculo cuádriceps afectan la fuerza impuesta sobre la articulación femororrotuliana. Por lo tanto,

\[\text{PFJRF}(\text{x}) = k(\text{x}) \times \text{QF}(\text{x}).\]

El PFJCA específico del sexo se calculó en función del ángulo de la rodilla utilizando los datos informados por Besier et al.13 para formular ecuaciones predictivas:

\[\begin{aligned}
\text{Females: PFJCA}(\text{x}) &= 191.336 + 5.479\text{x}\\
\text{Males: PFJCA}(\text{x}) &= 311.3227 + 5.732\text{x}
\end{aligned}\]

Luego, PFJS se calculó de la siguiente manera:

\[\text{PFJS}(\text{x}) = \text{PFJRF}(\text{x})/\text{PFJCA}(\text{x})\]

Análisis de los datos

Se utilizó un análisis multivariado de varianza (MANOVA) para examinar las diferencias de sexo en el pico PFJS, PFJRF, QF, momento extensor de rodilla, pico de flexión de rodilla, pico de aducción de cadera y rotación interna durante la fase de apoyo de la carrera (α=0,05). Se realizaron pruebas univariadas de seguimiento para evaluar las diferencias sexuales en estos mismos datos cinéticos y cinemáticos. Se empleó una corrección de Bonferonni. Los cálculos estadísticos se realizaron en SPSS 24.0 (IBM, Armonk, NY, EE. UU.). Los tamaños del efecto se calcularon usando eta cuadrada parcial (η2) donde se consideró un tamaño del efecto pequeño como η2<0.06, un tamaño de efecto medio 0.06≤ η2 <0.14, y un gran tamaño del efecto η2 ≥0,14.

RESULTADOS

Se mostraron diferencias multivariadas en el sexo (lambda de Wilk = 0,456; pag =0.000). A partir de las pruebas univariadas de seguimiento, no hubo diferencias entre los sexos en el pico PFJS (Figura 1), PFJRF, QF o ángulo de flexión de la rodilla durante la carrera (Tabla 2). Las mujeres mostraron un 11,7% menos de momento extensor de rodilla en comparación con los hombres (p = 0,049). Los tamaños del efecto para el pico PJFS, PFJRF, QF y el ángulo de flexión de la rodilla fueron pequeños, mientras que hubo un tamaño del efecto medio para el momento extensor de la rodilla (Tabla 2).

Figura 1

Figura 1.Promedio de conjuntos de estrés en la articulación femororrotuliana durante la fase de apoyo de la carrera.
Tabla 2.Valores pico de las variables seleccionadas.
Hembras machos pag valor Tamaño del efecto (η2)
PFJS (MPa) 9,20 (1,65) 9.32 (2.22) 0.829 0.001
PFJRF (BW) 6,89 (1,22) 7.24 (1.52) 0.391 0.017
QF (BW) 7.82 (1.17) 8.28 (1.50) 0.249 0.031
Momento extensor de rodilla (N•m/kg) 0,869 (0,136) 0,984 (0,239) 0.049 0.087
Flexión de rodilla (grados) 48,4 (5,00) 46,6 (5,20) 0.244 0.031
Aducción de cadera (grados) 14,7 (4,07) 9,90 (4,20) 0.000 0.259
Rotación interna de cadera (grados) 6.89 (5.71) 3.26 (5.28) 0.034 0.101

Los valores se presentan como promedios de grupo con desviaciones estándar. La negrita indica diferencias estadísticamente significativas.

Las pruebas univariadas de seguimiento mostraron aducción de cadera (Figura 2A) y rotación interna (Figura 2B) fueron diferentes entre sexos. Las mujeres demostraron un valor máximo un 111 % mayor para la rotación interna de la cadera (diferencia absoluta: 3,62°). Las mujeres también demostraron un 48,5 % más de aducción de cadera (diferencia absoluta: 4,80°) que los hombres. Se presentó un tamaño del efecto grande para la aducción de la cadera y un tamaño del efecto medio para la rotación interna de la cadera (Tabla 2).

Figura 2

Figura 2.Promedios de conjunto de aducción de cadera (A) y rotación interna de cadera (B) durante la fase de apoyo de la carrera.

DISCUSIÓN

El objetivo de este estudio fue examinar las diferencias relacionadas con el sexo en las cargas de la articulación femororrotuliana. Incluso con optimización estática y áreas de contacto específicas del sexo, no se observaron diferencias en PFJS, PFJRF o QF entre sexos durante…

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