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Jun 13, 2024

Un método novedoso que cruza tres

Scientific Reports volumen 13, Número de artículo: 12253 (2023) Cite este artículo 550 Accesos 2 Detalles de Altmetric Metrics En el lanzamiento de béisbol, el torque en varo resultante del codo alcanza el valor máximo de

Scientific Reports volumen 13, número de artículo: 12253 (2023) Citar este artículo

550 Accesos

2 altmétrico

Detalles de métricas

En el lanzamiento de béisbol, el torque en varo resultante del codo alcanza el valor máximo de 50 a 120 N m, excediendo el límite de falla articular que corre el riesgo de dañar el ligamento colateral cubital (UCL). Falta una metodología in vivo para evaluar si los lanzadores tienen suficiente fuerza muscular para proteger el UCL y con qué fuerza debe contraerse la musculatura del codo para minimizar la carga en valgo en el UCL. Este estudio presenta un método para evaluar los porcentajes relativos de fuerza muscular en varo necesarios para descargar el UCL. Se midieron la fuerza máxima en varo isométrico voluntario (MVIVS) producida por la musculatura medial del codo y los torques en varo máximos resultantes en el codo al lanzar bolas rápidas y otros tipos para dos lanzadores profesionales. Se realizó una simulación para determinar los porcentajes relativos de MVIVS necesarios para descargar el UCL en diversos grados y se examinó el impacto de la reconstrucción previa del UCL de los atletas en los porcentajes relativos. Se encontró que el par de torsión máximo en varo resultante en el cabeceo oscila entre 72% y 97% MVIVS dependiendo del tipo de cabeceo. La musculatura del codo tenía que producir entre un 21% y un 49% de MVIVS para evitar el fallo agudo del UCL intacto, mientras que los requisitos correspondientes eran entre un 39% y un 63% de MVIVS para la articulación reconstruida del UCL. El método ofrece nuevos conocimientos sobre el entrenamiento/rehabilitación y la evaluación física del lanzador de béisbol para reducir el riesgo de lesión del ligamento cruzado anterior.

La cara medial de la articulación del codo es uno de los sitios más comunes de lesiones por uso excesivo en los lanzadores de béisbol1. Según la literatura sobre los lanzadores de la MLB, las lesiones de codo representaron aproximadamente el 30% de todas las lesiones relacionadas con el béisbol2 y la llamada “cirugía Tommy John”, un protocolo quirúrgico para reconstruir el ligamento colateral cubital (UCL) dañado3, se ha realizado con mayor frecuencia en la presente década4,5,6. La literatura médica7,8,9,10,11,12 sugirió una mayor velocidad de la pelota, un número excesivo de lanzamientos, fatiga, acondicionamiento inadecuado y, aunque es discutible en términos biomecánicos13, lanzar demasiadas pelotas rompientes demasiado jóvenes se consideran factores de riesgo de lesión en el codo. El mecanismo de lesión del codo detrás de estos factores de riesgo es la incapacidad del UCL para soportar esfuerzos repetidos en valgo que abren el compartimiento interno del codo14 y causan un alargamiento del ligamento que con el tiempo puede provocar atenuación y falla15.

El haz anterior del UCL es el principal estabilizador de la carga en valgo14,16. Los estudios cadavéricos demostraron que la carga en valgo aplicada a un brazo flexionado es resistida por un torque en varo que se opone a la apertura medial del codo y es generado principalmente por el UCL, la articulación articular y la cápsula articular hasta la carga de falla articular de aproximadamente 35 N m17,18. En el lanzamiento de béisbol, el torque en varo del codo alcanza el valor máximo de 50 a 120 N·m cerca del final de la fase de armado19,20,21,22,23,24,25,26,27,28, que está más allá del límite de falla del codo. articulación. Por lo tanto, la fuerza contráctil de los músculos que rodean la cara medial de la articulación del codo es necesaria para reducir la cantidad de carga sobre el UCL con cada lanzamiento y para evitar que se produzca falla articular en los lanzadores de béisbol competitivos (Fig. 1).

Representación esquemática del torque en varo del codo. El torque en varo del codo se produce por la fuerza contráctil de la musculatura medial del codo y las fuerzas pasivas debidas a la tensión y compresión de las estructuras articulares (UCL, cápsula articular, articulación, etc.). Aún no se sabe si la musculatura del codo de los lanzadores de béisbol es lo suficientemente fuerte como para eliminar la carga en valgo en el UCL y con qué fuerza debe contraerse la musculatura para eliminar la carga en valgo en el UCL o para reducir la carga para que caiga dentro del rango seguro. Nota: La imagen del lanzador fue creada por el autor (TY) a partir de un videoclip de un lanzador y la imagen esquelética correspondiente de su movimiento de lanzamiento visualizada por el software personalizado JointMotionViewer 1.0.

Estudios cadavéricos han indicado que la musculatura medial del codo, como el flexor cubital del carpo, el flexor superficial de los dedos y el pronador redondo, necesitan coordinar la compresión medial del codo que refleja torques en varo elevados para reducir la carga sobre el UCL29,30,31,32,33,34. ,35. La cantidad de torque en varo que puede generar la musculatura del codo se estimó en 35 Nm mediante un enfoque de análisis de modelado computacional36. Una simulación dinámica hacia adelante del lanzamiento de cabeceo37 estimó que la musculatura del codo debería contribuir con entre el 35% y el 57% del torque en varo resultante máximo (es decir, 40 a 65 Nm del torque resultante de 115 Nm) para resistir la carga máxima en valgo impuesta por el movimiento de lanzamiento. Aunque la contribución muscular estimada es sustancial, es probable que la cantidad restante de torque en varo que supuestamente es producido por la estructura articular pasiva, como el UCL y la cápsula articular, exceda la carga de falla articular. Parece haber cierto desacuerdo entre el resultado cinético del análisis del movimiento de lanzamiento, el análisis del modelado computacional de la fuerza muscular y la fuerza estructural de la articulación del codo.

Una pieza que falta en el rompecabezas es el conocimiento in vivo de la fuerza muscular en varo del lanzador de béisbol, como por ejemplo si la musculatura del codo del lanzador de béisbol es capaz de funcionar como factor de protección contra el estrés para resistir la carga en valgo para descargar el UCL y con qué fuerza la musculatura debe contraerse para reducir la carga y caer dentro del rango seguro (es decir, el rango por debajo del punto de fluencia de la relación tensión-deformación del UCL). Dado el volumen de lanzamiento que cada lanzador realiza regularmente en una práctica diaria o en una situación de juego, el torque muscular en varo ejecutado en cada lanzamiento debe ser sustancialmente menor que el torque en varo máximo producido por la musculatura del codo del lanzador. Las relaciones mecánicas entre la fuerza muscular en varo, la intensidad relativa de la producción muscular requerida para el lanzamiento, la fuerza estructural de la estructura articular pasiva y el recuento de lanzamientos deben explorarse in vivo para avanzar en el conocimiento del mecanismo de lesión del codo en los lanzadores de béisbol. El propósito de este estudio fue introducir un procedimiento de evaluación biomecánica in vivo para determinar los porcentajes relativos de fuerza muscular en varo requerida para descargar el UCL en diversos grados, desde el grado en que la articulación con el UCL reconstruido fallaría hasta el grado en que La UCL podría descargarse por completo para los lanzadores de béisbol y discutir las implicaciones del resultado del análisis para el entrenamiento y la prevención de lesiones.

En este estudio se analizaron dos lanzadores de béisbol profesionales (edad: 26 ± 1,4 años, masa: 83 ± 7,8 kg, altura: 1,79 ± 0,014 m). Ambos participantes acababan de regresar a lanzar en situaciones de juego simuladas después de la cirugía de reconstrucción del ligamento superior del UCL, pero se declararon sanos, sin sufrir lesiones físicas ni dolores el día que obstaculizaran su desempeño normal como lanzadores. El procedimiento del estudio fue aprobado por el Comité de Revisión de Ética en Investigación con Sujetos Humanos de la Universidad de Waseda y se explicaron a cada participante los riesgos y beneficios asociados con la participación voluntaria, se obtuvo un reconocimiento por escrito del consentimiento informado de los participantes y se llevaron a cabo todos los métodos. de acuerdo con los estándares de la Declaración de Helsinki.

La recogida de datos constó de dos partes. El primero fue la evaluación de la fuerza isométrica voluntaria máxima para generar el torque en varo del codo. En segundo lugar, se implementó la captura de movimiento del lanzamiento del lanzamiento para calcular el torque en varo resultante máximo de la articulación en el codo generado durante el lanzamiento del lanzamiento. Las sesiones de recolección de datos se llevaron a cabo en dos días separados. El día 1, se utilizaron un Biodex System 4 (Biodex Medical Systems, NY, EE. UU.) y un dispositivo de ultrasonido (ArtUs EXT-1H; TELEMED Ultrasound Medical Systems, Vilnius, Lituania) para medir la fuerza isométrica voluntaria máxima con un método desarrollado recientemente. . 38 En resumen, el método se asemeja al procedimiento típico utilizado para medir la fuerza de los músculos rotadores internos del hombro en la posición neutral modificada (Fig. 2). En esta posición, el eje valgo-varo de la articulación del codo coincidió con el eje de rotación interna-externa de la articulación del hombro (Fig. 2a), y el torque de rotación interna del hombro medido con el sistema Biodex podría representar el torque neto en varo generado por musculatura del codo y las limitaciones pasivas que incluyen UCL, cápsula articular y articulación ósea. Cada participante fue fijado al sistema y se le pidió que realizara una contracción en rampa hasta el 100% de su fuerza isométrica voluntaria máxima de los rotadores internos del hombro mientras mantenía la contracción isométrica voluntaria máxima de los estabilizadores en varo del codo, como el flexor cubital del carpo, el flexor superficial de los dedos, y pronador redondo29,30,31,32,33,34,35. El dispositivo de ultrasonido colocado manualmente a lo largo del haz anterior del UCL se utilizó para monitorear la apertura del espacio articular medial entre la tróclea del húmero y el tubérculo sublime del cúbito durante la evaluación (Fig. 3). Una apertura del espacio articular medial (es decir, un aumento de la distancia entre los dos puntos de referencia óseos) indica un aumento en la angulación en valgo de la articulación del codo (Fig. 2b), lo que hace que el UCL y la cápsula articular del lado cubital se alarguen y el humeroradial se alargue. junta a comprimir. Las fuerzas de tracción generadas en el UCL y la cápsula articular y la fuerza de compresión generada en la articulación humeroradial producen un torque en varo que funciona como una restricción pasiva a la carga en valgo (Fig. 2c). Por el contrario, el torque medido con el sistema Biodex representa el torque en varo muscular del codo si el espacio articular medial no se abre (Fig. 2d). En esta evaluación, el mayor torque registrado mientras el espacio articular medial era más estrecho que una distancia umbral individualizada se determinó como la fuerza en varo del participante. La distancia umbral se predeterminó para cada participante mediante una prueba de esfuerzo en valgo: en posición supina con la articulación del hombro rotada externamente y abducida a 90°, la articulación del codo flexionada a 90° y los músculos del codo completamente relajados, se utilizó un peso de 0,5 kg. se aplicó en la muñeca, que, junto con los pesos de la mano y el antebrazo, produjo una carga total en valgo de aproximadamente el 10-15% de la carga de falla articular de aproximadamente 35 N m17,18. Se utilizó un software de análisis de vídeo (Frame-DIAS V, Q'sfix, Tokio, Japón) para medir la distancia entre los dos puntos de referencia óseos para las imágenes de ultrasonido registradas durante la evaluación de la fuerza, así como la prueba de esfuerzo en valgo. Después de algunas pruebas submáximas de familiarización, la evaluación de la fuerza se repitió dos veces con un intervalo de descanso de 2 a 3 minutos. Se debía realizar una evaluación adicional si el torque medido en el segundo intento aumentaba en un 10 % o más con respecto al primer intento, pero no se requería evaluación adicional para los participantes (el aumento fue < 1 N m para ambos participantes). El torque más grande durante las pruebas se tomó como la fuerza máxima en varo isométrico voluntario (MVIVS) del codo del participante.

Relaciones mecánicas entre el torque de rotación interna del hombro, la angulación en valgo y los torques en varo producidos por restricciones pasivas (p. ej., UCL, cápsula articular y articulación del cuerpo) y la musculatura del codo del participante colocado en el sistema Biodex.

Imágenes ecográficas del espacio articular medial. Durante la evaluación se midió la distancia entre la tróclea del húmero y el tubérculo sublime del cúbito (indicado por flechas). El aumento de la distancia indica que el UCL y la cápsula articular del lado cubital están alargados y producen fuerzas de tracción para resistir la carga en valgo.

El día 2, la recopilación de datos sobre el desempeño del lanzador se llevó a cabo en el bullpen de las instalaciones de béisbol bajo techo del equipo. Después de una sesión de calentamiento autodeterminada (trote, estiramiento, ejercicios de hombros, juego de atrapadas, etc.), cada participante realizó de 4 a 6 lanzamientos cada uno para todos los tipos de lanzamientos que utilizaron en los juegos regulares (Sub1: 4 lanzamientos cada uno de bola rápida, slider, bola curva, sinker y Sub2: 6 lanzamientos cada uno de bola rápida, slider, bola curva, bola cortada, cambio) en su esfuerzo de juego. Se utilizó un sistema Rapsodo (Pitching 2.0, Rapsodo LLC) para medir la velocidad de la bola en cada lanzamiento. Los movimientos de lanzamiento se registraron con un dispositivo de seguimiento electromagnético39 (Liberty, Polhemus, EE. UU.) que midió los seis grados de libertad de movimiento para dos sensores conectados al cuerpo del participante a una frecuencia de muestreo nominal de 240 Hz. Se fijó un sensor del sistema en la piel sobre la superficie dorsal de la quinta parte distal del antebrazo del lado dominante con cinta de doble cara y cinta elástica y se fijó otro sensor en la parte superior del brazo con un manguito de plástico que envolvía el parte superior del brazo para minimizar la influencia de los artefactos de la piel. Los cables de los sensores fueron agrupados y sostenidos por un operador para evitar que interfirieran en el movimiento de cabeceo.

Un enfoque de dinámica inversa determinó la carga en valgo impuesta en el codo en cada lanzamiento. Para este análisis, los datos brutos de posición se suavizaron con un filtro Butterworth de cuarto orden a 15 Hz y cada segmento del cuerpo se modeló como un cuerpo rígido que tenía los parámetros inerciales de los atletas japoneses40. Se supuso que la mano y la pelota se movían junto con el antebrazo, por lo que un sistema de pelota, mano y antebrazo se consideró como un cuerpo rígido, como en la literatura41. El torque resultante de la articulación calculado se descompuso en tres componentes ortogonales: torque de flexión, torque de pronación y torque en varo. El torque en varo es el torque neto ejercido sobre el antebrazo por los músculos, ligamentos y otras estructuras articulares que conectan el antebrazo y el brazo en la articulación del codo en respuesta a la carga en valgo generada por el movimiento de cabeceo. Para cada tipo de lanzamiento de cada lanzador, se calculó el valor medio de todos los lanzamientos registrados para su posterior análisis.

El torque máximo en varo alcanzado durante el lanzamiento del lanzamiento se expresó como una relación con el MVIVS (%MVIVS) de modo que se pudiera indicar la intensidad relativa de la producción muscular requerida para resistir completamente la carga en valgo para descargar el UCL. Además, se estimó la intensidad relativa mínima de producción muscular requerida durante el lanzamiento para reducir la carga en valgo en el UCL y otras estructuras pasivas para que caigan dentro del rango seguro de la estructura del codo, de la siguiente manera:

donde la carga articular permitida es la cantidad de torque en valgo que las restricciones articulares pasivas deberían poder soportar de manera segura (a cambio, su reacción es el torque en varo que las restricciones articulares pasivas podrían producir para mantener la integridad de la articulación).

La lógica detrás de esta fórmula es la siguiente: el torque en varo en la articulación del codo en el lanzamiento debe ser producido por un torque activo generado por la musculatura del codo y un torque de restricción producido por la estructura articular pasiva como el UCL y la cápsula articular. Debido a que el par de restricción tiene un límite superior debido a la resistencia estructural de la articulación, el par excedente debe ser generado por la musculatura del codo. Por lo tanto, el valor calculado de %MVIVSmin fue indicativo de la intensidad teórica de la producción contráctil muscular requerida para minimizar los efectos de la carga en valgo sobre la integridad de la estructura articular pasiva durante el lanzamiento. La carga articular permitida se estimó en 20 N m (la media de 16 a 24 N m) para el codo reconstruido y 28 N m para el codo sano, basándose en (a) la carga de falla de la articulación (la carga máxima en valgo que soporta una articulación del codo). podía soportar antes del fallo) reportado en estudios cadavéricos fue de aproximadamente 20 a 30 N m para codos reconstruidos con UCL y 35 N m para codos con UCL intacto17,18, y (b) la región lineal del tejido de colágeno tipo I reportada por un tejido- estudio de mecánica42 fue del 20 al 80% de la resistencia máxima. Todas las variables medidas y calculadas se presentaron como medias y desviaciones estándar.

Los MVIVS de los estabilizadores dinámicos de codo fueron de 71 N m para Sub1 y 59 N m para Sub2. El par máximo en varo producido en el lanzamiento se alcanzó inmediatamente antes de alcanzar el ángulo máximo de rotación externa del hombro para todos los tipos de lanzamiento lanzados por los participantes. En este instante, el ángulo de flexión del codo (0° en extensión completa) fue de 87,3 ± 3,3° para Sub1 y 88,4 ± 5,1° para Sub2. Las magnitudes del par máximo en varo resultante oscilaron entre 51,5 ± 1,6 N m para bolas curvas (velocidad de la bola = 30,8 ± 0,4 m/s) y 62,9 ± 2,7 N m para bolas rápidas (velocidad de la bola = 38,1 ± 0,4 m/s) para Sub1, teniendo en cuenta para 72,5–88,6% MVIVS de los estabilizadores dinámicos de su codo (Tabla 1). Para Sub2, la carga máxima en valgo osciló entre 43,1 ± 3,8 N m para los cambios (velocidad de la bola = 32,1 ± 0,7 m/s) y 57,3 ± 11,2 N m para el control deslizante (velocidad de la bola = 33,0 ± 0,6 m/s), lo que representa 73,1 –97,1%MVIVS de sus estabilizadores dinámicos. La producción contráctil muscular mínima requerida para reducir la carga en valgo en la estructura pasiva para que caiga dentro del rango seguro fue del 44 al 60% MVIVSmin para Sub1 y del 39 al 63% MVIVSmin para Sub2, mientras que los requisitos correspondientes se redujeron por debajo del 50% MVIVSmin si el los participantes tenían UCL intacto (Fig. 4).

Contribuciones simuladas del torque en varo producido por la musculatura del codo y las limitaciones articulares pasivas como el UCL, la cápsula articular y la articulación al torque en varo máximo en el lanzamiento de bola rápida de dos participantes. Como se informa que la carga de falla articular es de 20 a 30 N m para codos reconstruidos con UCL y 35 N m para codos sanos con UCL intacto17,18, y la región lineal del tejido de colágeno tipo I informada por un estudio de mecánica de tejidos42 fue de 20 –80% de la resistencia máxima, la carga articular permitida se estimó en 20 N m (la media de 16 a 24 N m) para el codo reconstruido y 28 N m para el codo sano. La musculatura del codo necesita generar un torque contráctil con una intensidad relativa de aproximadamente 60% MVIVS para reducir la carga en valgo en la estructura pasiva para que caiga dentro del rango seguro de la articulación del codo en o alrededor de la rotación externa máxima del hombro cerca del final de la fase de armado. en el lanzamiento de recta. Nota: Esta simulación se realizó asumiendo que la musculatura del codo involucrada en la producción de torque en varo respondió de manera similar a los estímulos de carga en la evaluación MVIVS para medir 1 RM y en el lanzamiento.

El método combinó la dinamometría y la tecnología de captura de movimiento para evaluar si los lanzadores de béisbol tienen suficiente fuerza muscular en varo para soportar la carga en valgo y con qué fuerza debe contraerse la musculatura para reducir la carga en el UCL y caer dentro del rango seguro. Para que los dos participantes protegieran completamente la carga en valgo del UCL durante el lanzamiento, la musculatura del codo tuvo que producir un torque en varo de 72,5 a 97,1% MVIVS en cada lanzamiento. Basado en una intensidad de ejercicio típica en el entrenamiento con pesas para repetir 15 a 25 repeticiones por serie que oscila entre el 40 y el 65% de 1RM43, se espera que la intensidad relativa de la producción contráctil muscular del codo esté en un rango similar para un lanzador típico que lanza entre 15 y 25 repeticiones por serie. 25 lanzamientos por entrada. Las demandas sobre la musculatura del codo para generar un torque en varo repetidamente a una intensidad de 72,5 a 97,1% MVIVS parecen poco probables desde el punto de vista de la capacidad de generación de fuerza del músculo. Los resultados sugieren que no es probable que la musculatura del codo de estos participantes haya producido todo el torque en varo requerido para proteger completamente el UCL de la carga máxima en valgo en el lanzamiento, aunque la fuerza muscular en varo de los participantes excedió el torque en varo requerido para el lanzamiento. El método estimó que se requiere entre 39% y 63% MVIVSmin de torque en varo para que los participantes minimicen los efectos de la carga en valgo sobre la integridad de la estructura articular pasiva durante el lanzamiento (Tabla 1). En el contexto del entrenamiento con pesas típico, una carga de entrenamiento de 45–50% de intensidad de 1RM permite al levantador continuar entre 20 y 30 repeticiones43. Esto sugiere que la intensidad es submáxima y está en un rango razonable para lanzar bolas repetidamente en cada entrada. La intensidad relativa de la producción muscular determinada a partir de este método debería proporcionar una nueva visión sobre los requisitos de fuerza del lanzador de béisbol para reducir el riesgo de lesión del ligamento cruzado anterior en los lanzadores de béisbol.

El impacto de una lesión previa del UCL y su reconstrucción podría ilustrarse en la diferencia en la producción muscular necesaria para evitar la falla del UCL. Si los participantes tuvieran la articulación natural del codo con el UCL intacto y la carga de falla de la articulación fuera mayor (35 N m), las demandas mínimas de fuerza en la musculatura del codo para reducir la carga en el UCL para que caiga dentro del rango seguro deberían haber sido menores (< 50% MVIVS, Tabla 1) que lo que se había calculado postoperatoriamente (39-63% MVIVS). Esta simulación ilustra claramente que la producción muscular requerida para prevenir una nueva lesión del UCL aumenta entre un 10% y un 20% MVIVS después de la operación. Por otro lado, la producción muscular requerida se reduce sistemáticamente si los participantes aumentan su fuerza muscular en varo (Fig. 5). Este análisis de simulación comparativa indica la importancia de promover tanto la fuerza como la resistencia muscular de la musculatura medial del codo en los lanzadores que se sometieron a una cirugía de reconstrucción del ligamento cruzado anterior, para reducir el riesgo de volver a lesionarse el ligamento cruzado anterior debilitado.

Efecto estimado del aumento de la fuerza muscular en varo sobre la intensidad relativa de la producción muscular requerida para descargar el UCL en diversos grados. La abscisa indica las fuerzas musculares máximas simuladas del lanzador expresadas como la proporción de MVIVS aumentadas en relación con las MVIVS actuales y la ordenada indica la intensidad relativa de la producción muscular requerida (a) para eliminar la carga en valgo en el UCL, (b) para producir un varo torsión para reducir la carga en valgo sobre la estructura pasiva para que caiga dentro del rango seguro de la articulación del codo (líneas continuas gruesas), y (c) para evitar la falla de la articulación (líneas discontinuas).

El procedimiento metodológico presentado en este estudio es generalizable mientras que los datos cuantitativos no lo son. Por lo tanto, la discusión de los resultados cuantitativos debe seguir siendo de naturaleza descriptiva, aunque los resultados del análisis teórico ampliado proporcionan implicaciones clínicas únicas más allá de los casos. Además, el presente estudio no fue diseñado para identificar los músculos específicos que produjeron el torque en varo isométrico voluntario máximo o el torque en varo resultante en el lanzamiento del lanzamiento, de modo que una partición completa del torque en varo resultante en el lanzamiento en elementos activos y pasivos está fuera del alcance de el alcance del estudio. Otra limitación es que el sistema de medición utilizado para determinar el par en varo en el cabeceo es diferente de la mayoría de los otros estudios. De manera similar a un análisis basado en películas23,41 en el que la digitalización manual de puntos de referencia corporales introduce un error humano en la medición y un sistema de captura de movimiento en tiempo real basado en una cámara en el que marcadores reflectantes adheridos a la piel de los participantes introduce un error de medición debido a la piel. -artefactos44,45, el presente análisis que involucra goniometría electromagnética introduce un error de medición debido a artefactos cutáneos46,47. Como las influencias de estos errores en las variables biomecánicas generalmente se minimizan aplicando un filtro digital y corrigiendo la posición de las articulaciones de los segmentos adyacentes, en este estudio se aplicó el mismo procedimiento. Como resultado, la carga máxima en valgo en el lanzamiento de bola rápida presentada en este estudio (54–63 N m) y valores adicionales calculados a partir de 92 lanzadores de béisbol sanos (lanzadores universitarios, semiprofesionales y profesionales) que lanzaron bolas rápidas (72,5 ± 18,3 N m) cayó en el rango de los valores correspondientes reportados en poblaciones similares19,20,21,22,23,24,25,26,27,28. Se llegó a un acuerdo sobre los resultados numéricos obtenidos en el presente estudio con la literatura existente, por lo que el presente método de recolección de datos y los resultados obtenidos para el análisis cinético del movimiento de cabeceo son válidos.

La principal limitación de este estudio es que la fuerza del músculo varo se midió en una condición isométrica con un ángulo nominal de flexión del codo de 90° con el antebrazo en pronación-supinación neutra, de modo que el torque voluntario máximo medido en varo puede ser una subestimación o una subestimación. una sobreestimación del torque máximo en la condición de contracción real de los músculos involucrados durante el lanzamiento debido a la dependencia de la longitud y la velocidad de la fuerza muscular. Las articulaciones del codo sanas tienen un rango de movimiento en valgo-varo muy limitado y el efecto potencial del movimiento de la articulación en valgo o varo sobre la condición de contracción muscular debe ser mínimo. Sin embargo, se espera que el movimiento articular en flexión-extensión y pronación-supinación tenga efectos no ignorables en la condición de contracción muscular del grupo de músculos flexores-pronadores del codo. En el instante en que el torque en varo alcanzó el valor máximo cerca del final de la fase de amartillado, las articulaciones del codo de los participantes se flexionaron ligeramente más de 90° (Sub1: 94,7 ± 3,1° y Sub2: 95,9 ± 11,0°) y en su mayoría en supinación ( Sub1: − 5 ~ 42° y Sub2: 24–48°) mientras se realiza extensión (Sub1: 2051 ± 94°/s y Sub2: 2382 ± 437°/s) con rotación axial del antebrazo en cualquier dirección dependiendo del tipo de tono ( varió desde pronación a 289°/s hasta supinación a 184°/s para Sub1 y pronación a 101°/s hasta supinación a 293°/s para Sub2). Un estudio cadavérico informó que los músculos flexores-pronadores del codo, como el flexor cubital del carpo, el flexor superficial de los dedos y el pronador redondo, tienen brazos de momento varo y, con la excepción del flexor cubital del carpo, tienen brazos de momento flexor29,48. La diferencia en la longitud del complejo músculo-tendinoso debido a la diferencia en las configuraciones de las articulaciones entre la condición de lanzamiento y la condición de prueba de fuerza se estimó como el producto de la diferencia en el ángulo de la articulación y los brazos de momento informados29,48. Fue menos de 10 mm para los tres músculos (equivalente a <3% de la longitud del músculo49,50), lo que sugiere que la dependencia de la longitud de la fuerza muscular debería tener un efecto limitado en las MVIVS medidas en el presente estudio. Por otro lado, se encontró que el efecto de la dependencia de la velocidad de la fuerza muscular es sustancial. Según el movimiento medido de la articulación del codo durante el lanzamiento, los músculos flexores-pronadores del codo deben estar en una condición excéntrica y, por lo tanto, la fuerza muscular en varo determinada en una condición isométrica probablemente sea una subestimación de la fuerza correspondiente en condiciones dinámicas en el lanzamiento. entrega. Según un estudio sobre la tensión específica (el desarrollo máximo de fuerza por unidad de área transversal fisiológica) de los músculos flexores y extensores del codo51, los flexores del codo aumentan la tensión específica en un 18% en promedio (22% para los extensores) bajo una excéntrica isocinética. condición en comparación con la condición isométrica. Otro estudio in vivo sobre la fuerza isocinética de los músculos del codo también informó que la capacidad de generación de fuerza del músculo aumentó en un 10% en relación con una condición isométrica52. Estos hallazgos sugieren que la fuerza muscular en varo de los participantes en la condición de lanzamiento podría ser de 78 a 84 N m para Sub1 y de 65 a 70 N m para Sub2. Con la fuerza máxima excéntrica voluntaria estimada en varo, la relación entre el torque muscular requerido para resistir completamente la carga en valgo y la fuerza máxima en varo disminuye de 73,1 a 91,9% MVIVS a 61,9 a 83,5% de la fuerza excéntrica máxima estimada. La discusión numérica aquí indica claramente que la fuerza del músculo varo medida en una condición isométrica con un ángulo de flexión del codo de 90° probablemente sea una subestimación del torque máximo en varo en la condición de contracción real de los músculos involucrados durante el lanzamiento y que la Es probable que el valor %MVIVS calculado sobreestime el porcentaje correspondiente de fuerza en varo en la condición de contracción real en el momento del lanzamiento. El error sistemático asociado con la dependencia de la velocidad de la fuerza muscular siempre debe tenerse en cuenta al utilizar resultados analíticos para la evaluación de riesgos de los lanzadores de béisbol y la planificación de programas de acondicionamiento/rehabilitación.

El presente método evaluó con éxito si los lanzadores de béisbol tienen suficiente fuerza muscular en varo para soportar la carga en valgo y con qué fuerza debe contraerse la musculatura del codo para reducir la carga en el UCL y caer dentro del rango seguro. Se espera que el método ofrezca nuevos conocimientos para identificar el riesgo biomecánico de lesión del ligamento cruzado anterior en lanzadores de béisbol.

Los conjuntos de datos generados y/o analizados durante el estudio actual están disponibles del autor correspondiente a solicitud razonable.

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Descargar referencias

Los autores expresan su agradecimiento a todos los asistentes y estudiantes de posgrado que brindaron apoyo técnico para los experimentos. Este estudio fue financiado en parte por una subvención para la investigación científica (B-19H04007) de la Sociedad Japonesa para la Promoción de la Ciencia.

Instituto de Investigación de Ciencias del Béisbol y Facultad de Ciencias del Deporte, Universidad de Waseda, 2-579-15 Mikajima, Tokorozawa, 359-1192, Japón

Toshimasa Yanai

Escuela de Graduados en Ciencias del Deporte, Universidad de Waseda, Tokorozawa, Japón

Kengo Onuma

Laboratorios de Desempeño Humano, Universidad Tecnológica de Luisiana, Ruston, Luisiana, EE. UU.

Ryan L. Crotin

Instituto de Investigación sobre Rendimiento Deportivo de Nueva Zelanda, Universidad Tecnológica de Auckland, Auckland, Nueva Zelanda

Ryan L. Crotin

Leones de Saitama Seibu, Tokorozawa, Japón

Daisuke Monda

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TY y KO diseñaron la obra. TY, KO y DM adquirieron los datos y TY y KO los analizaron. Todos los autores contribuyeron a interpretar los datos. TY y KO crearon un nuevo software utilizado en el trabajo. TY escribió el texto principal del manuscrito y RLC lo revisó sustancialmente. TY creó todas las figuras y KO apoyó la creación de Figs. 2 y 3. Todos los autores revisaron el manuscrito.

Correspondencia a Toshimasa Yanai.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

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Reimpresiones y permisos

Yanai, T., Onuma, K., Crotin, RL et al. Un método novedoso que combina la captura de movimiento tridimensional y la dinamometría de la fuerza medial del codo para evaluar el riesgo de lesiones en el codo en lanzadores de béisbol. Informe científico 13, 12253 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-39504-9

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Recibido: 09 de febrero de 2023

Aceptado: 26 de julio de 2023

Publicado: 28 de julio de 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-39504-9

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