Tensión del músculo-tendón del bíceps femoral durante toda una aceleración de sprint sobre el suelo: una explicación biomecánica para las lesiones de los isquiotibiales en la fase de aceleración
Introducción
Realizar acciones específicas del fútbol a alta velocidad es un requisito físico crucial para los jugadores de fútbol de alto nivel. Las aceleraciones cortas y los sprints lineales son dos de las acciones más importantes en el fútbol, que a menudo preceden a los goles y otros momentos decisivos (Faude et al.,2012). Sin embargo, la mayoría de las lesiones de los isquiotibiales (57-62%) ocurren durante acciones de sprint (Kenneally-Dabrowski et al.,2019; Woods y otros,2004). Las lesiones de los músculos isquiotibiales son las lesiones más prevalentes en el fútbol, y su incidencia ha aumentado del 12% al 24% en las últimas dos décadas en el fútbol profesional masculino (Ekstrand et al.,2022). Por lo tanto, es razonable esperar que el sprint desempeñe un papel fundamental en el fútbol, tanto en términos de rendimiento como de riesgo de lesiones.
Estudios previos en ciencias básicas (Garrett,1990; Liber y Friden,1993) se han llevado a cabo para establecer relaciones entre la mecánica músculo-tendón (MT) y el riesgo de lesión, identificándose la tensión como un factor crítico en la lesión muscular. En los últimos años, los modelos musculoesqueléticos avanzados y las técnicas de simulación han facilitado el estudio y la comprensión del comportamiento del complejo MT de los isquiotibiales durante la carrera de alta velocidad y, por lo tanto, han proporcionado la comprensión principal de los mecanismos de lesión.
La fase específica del sprint en la que se producen las lesiones de los isquiotibiales, ya sea en la fase tardía del swing o en la fase de postura (Chumanov et al.,2012; Kenneally-Dabrowski et al.,2019), donde los músculos isquiotibiales están bajo tensión mientras se alargan, sigue siendo un tema de debate. Sin embargo, la mayoría de los estudios de modelización (Chumanov et al.,2011; Schache et al.,2012) y estudios de casos de lesiones (Heiderscheit et al.,2005; Schache et al.,2009,2010) sugieren que la fase tardía de swing puede ser más vulnerable debido al aumento de la tensión mecánica en el complejo MT del tendón de la corva.
Durante la última fase de balanceo, la cabeza larga del bíceps femoral (BFLH) exhibe una mayor tensión MT (10%) en comparación con los músculos semitendinoso (8%) y semimembranoso (7%) en relación con su longitud en reposo (Chumanov et al.,2011; Schache et al.,2012) que ocurre con el estiramiento máximo del ilíaco contralateral y el segundo pico de inclinación pélvica anterior (Chumanov et al.,2007; Franz et al.,2009; Nagano et al.,2014). Esta diferencia en la cepa MT puede contribuir a la mayor prevalencia de BFLH lesiones en comparación con los músculos semitendinoso (ST) y semimembranoso (SM) (Ekstrand et al.,2022; Kenneally-Dabrowski et al.,2019; Woods y otros, 2004). Todo este conocimiento se ha vuelto imprescindible desde las diferentes propuestas prácticas orientadas a la prevención de lesiones de los isquiotibiales (fuerza excéntrica, flexibilidad, control lumbopélvico, tensión neural, técnica de sprint) (Lahti et al.,2020) han tenido como principal objetivo común el control o reducción de la tensión de la BFLH en el sprint. Las simulaciones por computadora que utilizan modelos musculoesqueléticos se han centrado principalmente en carreras de velocidad en cinta rodante instrumentadas (Chumanov et al., 2011; KenneallyDabrowski et al.,2019; Schache et al.,2012), limitando su análisis a unos pocos pasos a una velocidad de paso máxima o constante. Este enfoque se ha empleado tradicionalmente para comprender el papel mecánico de los isquiotibiales durante la carrera a alta velocidad. Sin embargo, los aspectos mecánicos del rendimiento de aceleración de sprint difieren de los de la carrera a máxima velocidad (Higashihara et al.,2018), y aunque alcanzar la velocidad máxima es importante en muchos deportes de equipo, la capacidad de acelerar y alcanzar la velocidad más alta posible en el período más corto para ganar la posición o pasar a un jugador defensor puede ser de mucha mayor ayuda para el desempeño de un atleta en el campo. (Faude et al., 2012).
Sin embargo, pasa por alto la fase de aceleración anterior, que recientemente se ha destacado como el patrón principal relacionado con el sprint en un análisis retrospectivo (Gronwald et al.,2022). A pesar de que el factor de tensión ha sido considerado como el principal determinante de la falla tisular en estudios de ciencia básica, la tensión MT del tendón de la corva aún no se ha analizado en detalle durante la fase de aceleración (Garrett,1990). Una explicación biomecánica para la alta proporción de lesiones de los isquiotibiales en la fase de aceleración del sprint es esencial para desarrollar estrategias de rehabilitación y prevención basadas en este patrón de lesión específico.
Si uno de los objetivos principales de cualquier proceso preventivo es centrarse en gestionar o reducir la tensión, es fundamental identificar su origen. Además, considerando que la tensión que sufren los músculos isquiotibiales está influenciada por los segmentos que este músculo cruza, es fundamental describir las orientaciones de estos (pelvis, fémur y tibia) y su relación con la distensión MT de los isquiotibiales.
Para lograr esto, los objetivos de este estudio fueron (i) analizar los picos en la tensión MT del tendón de la corva que ocurren durante todo un sprint de aceleración sobre el suelo; (ii) establecer el efecto de la flexión de la cadera y la flexión de la rodilla; y (iii) examinar la orientación de los segmentos involucrados en la generación de tensión en el BFLH durante el sprint, ya que influyen directamente en su tensión.
Nuestra hipótesis es que la tensión máxima de MT del BFLH sería mayor durante los primeros pasos del sprint inducida por la mecánica de aceleración específica asociada con el ángulo de flexión de la cadera y la alta inclinación pélvica anterior, lo que lleva a un aumento de elongación del complejo músculo-tendón del tendón de la corva. Estas descripciones proporcionarán información valiosa para mejorar los programas de rehabilitación y prevención, especialmente para las lesiones por distensión de los isquiotibiales que ocurren durante la fase de aceleración.
Materiales y métodos
Sujetos
Para este estudio, que fue aprobado por el Comité de Ética de la Universidad, se reclutaron veintiún jugadores de fútbol semiprofesionales masculinos (media ± DE, edad, 22,90 ± 2,91 años; altura, 1,82 ± 0,07 m; masa corporal, 75,29 ± 7,08 kg). de la Universidad Rey Juan Carlos (Número de aprobación: 0607202217622), y todos los participantes dieron su consentimiento informado por escrito antes de la prueba. Todos los jugadores estaban disponibles para sus equipos y no sufrieron ninguna lesión musculoesquelética que pudiera afectar su rendimiento en el sprint en el momento de la prueba. Los sujetos no fueron excluidos específicamente si tenían antecedentes de una lesión aguda de tipo distensión del músculo isquiotibial.
Recopilación de datos experimentales.
La recolección de datos se realizó en una cancha de fútbol de césped natural. Antes de la sesión de prueba se realizó un calentamiento específico estandarizado y bajo supervisión. Los datos cinemáticos se registraron utilizando un sistema de análisis de captura de movimiento inercial 3D (MVN Link Xsens Technologies BV, Enschede, Países Bajos) con muestreo a 240 Hz, utilizando 17 unidades de medición inercial (IMU) colocadas en un traje de licra de compresión, que se ha demostrado que proporciona estimaciones de ángulos válidas en cinemática sagital de la parte inferior/del cuerpo en situaciones deportivas específicas en el campo (Blair et al.,2018; Di Paolo et al.,2021; Nijmeijer et al.,2023). Cada IMU encerrada contenía un giroscopio 3D, un acelerómetro 3D y un magnetómetro 3D encerrados en una caja de 18 g (aproximadamente del tamaño de media caja de cerillas: 3,5 × 2,5 × 0,8 cm). Se completó una calibración de postura estática en posición N-pose para cada sujeto antes de la prueba. A todos los participantes se les indicó que realizaran dos sprints máximos de 40 m, comenzando desde una posición estática con su pierna preferida colocada ligeramente por delante en una posición inicial de 3 puntos. Se proporcionó un período de descanso de 2 minutos entre las pruebas.
Análisis de los datos
Todas las pruebas se reprocesaron utilizando el software de análisis de movimiento (MVN Analyse 2021.2, Xsens Technologies BV, Enschede, Países Bajos) con reprocesamiento de alta definición en un escenario sin nivel, como recomienda el fabricante (Schepers et al.,2018). Este procesamiento incluyó filtrado, eliminación de artefactos de la piel y estimación conjunta basada en el motor de fusión MVN (Schepers et al.,2018). Se seleccionó para el análisis la prueba más rápida para cada atleta, basándose en el sprint en el que la velocidad del centro de masa (CoM) alcanzó su valor más alto. Las orientaciones de los segmentos, los ángulos de las articulaciones y la cinemática de CoM se exportaron a través de MVN Analyse y se importaron a Python (v.3.10.2) para generar archivos para su uso posterior en el software de modelado muscular (v.4.2 OpenSim; Universidad de Stanford, EE. UU.) (Delp et al.,2007).
Los datos de calibración de pose estática se extrajeron de los datos de seguimiento de movimiento y se utilizaron para escalar un modelo genérico (Lai et al.,2017). Este modelo constaba de 37 grados de libertad y estaba impulsado por 80 unidades MT tipo Hill a lo largo de la pelvis y las extremidades inferiores. En OpenSim, se utilizó un solucionador de cinemática inversa para producir una simulación musculoesquelética basada en datos de IMU (DiRaimondo et al.,2022) utilizando un método de mínimos cuadrados ponderados para determinar las orientaciones generalizadas del modelo que mejor reproducían las orientaciones de la IMU. La tensión de la MT, definida como el cambio en la longitud de la MT desde una postura erguida con todos los ángulos de las articulaciones establecidos en 0 en el modelo específico utilizado, se expresó como un porcentaje de cambio. La cinemática se calculó utilizando IK y luego se exportó desde OpenSim. Picos en la cepa MT de BFLH, SM y ST se identificaron para cada paso utilizando Python (v.3.10.2), y se calcularon la flexión de la cadera, la flexión de la rodilla y las orientaciones de los segmentos (pelvis, fémur y tibia) en relación con el plano sagital en cada deformación MT máxima del novioLH. Todas estas variables fueron calculadas hasta el día 16, donde todos los jugadores alcanzaron entre el 95% y el 99% de su velocidad máxima durante el sprint (Figura 1). Los ciclos de marcha se obtuvieron basándose en el modelo biomecánico Xsens MVN Analyse, que proporcionó detección de contacto entre el pie y el suelo. A partir de los datos de contacto del pie se identificaron cuadros en los que el pie y/o los dedos estaban en contacto con el suelo y se realizó una segmentación de todos los ciclos en cada prueba. Cada individuo la zancada, tanto para el lado izquierdo como para el derecho, se normalizó en un rango de 0% a 100%. Una vez que los ciclos se normalizaron, los puntos en los que la tensión máxima de MT del tendón de la corva alcanzó su máximo se marcaron como el % del ciclo de la marcha. Para la normalización del ciclo, el contacto inicial del segmento del pie se consideró el inicio (0%), y el siguiente contacto del mismo pie se consideró el final del ciclo (100%).
Figura 1. La media y la desviación estándar de las velocidades del centro de masa (CoM) se muestran como porcentaje en relación con los valores máximos alcanzados en la tensión máxima del músculo-tendón (MT) de la cabeza larga del bíceps femoral (BFLH) en cada paso durante el sprint.
Análisis estadístico
Todos los enfoques del análisis estadístico descritos se realizaron con Jamovi v2.3 (Sydney, Australia). Para identificar diferencias significativas entre los valores medios de la tensión máxima MT del tendón de la corva (BFLH, SM y ST) durante el sprint, se realizó un ANOVA de medidas repetidas seguido de una prueba post-hoc de Tukey. El nivel de significancia se fijó en el 5%. El supuesto de normalidad de la distribución residual se comprobó mediante la prueba de Shapiro-Wilk.
Debido a la estructura del conjunto de datos, se realizaron tres modelos lineales de efectos mixtos (LMEM) separados para examinar la relación entre los picos en la cepa MT de BF.LH y los respectivos pasos, ángulos articulares (flexión de cadera y rodilla) y orientaciones de segmentos en el plano sagital (pelvis y fémur) en todos los sujetos en cada paso durante el sprint. Cada modelo trató a los sujetos como grupos en los que variaban los efectos aleatorios. Para el primer LMEM, los pasos se utilizaron como variable independiente (efecto fijo). Para el segundo LMEM, los ángulos articulares (flexión de cadera y rodilla) se eligieron como variables independientes con efectos fijos.
Por último, para el último LMEM, los segmentos que forman parte del ángulo articular mostraron la correlación más fuerte con los picos de tensión MT de BF.LH fueron seleccionadas como variables independientes con efectos fijos. Para cada modelo se informan los intervalos de confianza del 95% de los efectos fijos. El supuesto de normalidad de la distribución residual se comprobó mediante la prueba de Kolmogorov-Smirnov para cada modelo. El nivel de significancia se fijó en el 5%.
Resultados
La velocidad máxima promedio de sprint para la cohorte fue de 8,53 ± 0,36 m/s medida como velocidad CoM. Los tiempos medios de tensión máxima de MT para BFLH, ST y SM durante el ciclo de marcha fueron 91,34% ± 1,70, 93,95% ± 1,77, 93,91% ± 1,67 respectivamente, en todos los sprints sobre el suelo (Tabla 1a).
Tabla 1. A) Media y desviación estándar de la tensión máxima del músculo-tendón (MT) de los isquiotibiales y su sincronización durante el sprint. Las longitudes máximas de los isquiotibiales MT se calculan en relación con sus longitudes en una configuración vertical. B) resultados de la prueba de Tukey post-hoc entre todas las longitudes máximas de los isquiotibiales MT. Los resultados significativos están resaltados en negrita. BFLH: Cabeza larga del bíceps femoral. ST: Semitendinoso SM: Semimembranoso. SE: Error estándar. df: Grados de libertad. t: valor t.
Distensión máxima de los isquiotibiales en MT en todos los pasos durante el sprint
El análisis de la tensión máxima del tendón de la corva MT reveló que el BFLH experimentó el mayor alargamiento en todos los pasos del sprint, seguido por el SM y ST (Figura 2). Se observaron diferencias estadísticamente significativas entre los músculos (p <0,001). El análisis posthoc mostró diferencias significativas entre BFLH y SM, así como entre BFLH y ST. No se encontraron diferencias significativas entre SM y ST (Tabla 1b)
Figura 2. Deformación máxima media del músculo-tendón (MT) y desviación estándar de la cabeza larga del bíceps femoral (BFLH), semitendinoso (ST) y semimembranoso (SM) se muestran en todos los pasos durante el sprint. La tensión máxima de los isquiotibiales MT se calcula en relación con su longitud en una configuración vertical
Modelo lineal de efectos mixtos para los pasos y tensión MT máxima de BFLH durante el sprint
En la primera LMEM (Tabla 2a), se encontró que los pasos eran un predictor significativo (p <0,001) para el MT máxima de BFLH durante el sprint, con una estimación de efectos fijos de − 0,05 (Tabla 2a). El modelo tenía un criterio de información de Akaike (AIC) de 816,9.
Tabla 2. A) modelo lineal de efectos mixtos para picos de tensión MT de BFLH para los pasos durante el sprint. Ecuación: Deformación BFLH MT = 9,03 – 0,05 × paso. B) modelo lineal de efectos mixtos para la deformación máxima del MT de BFLH para la flexión de las articulaciones de la cadera y la rodilla durante el sprint. Ecuación: BFLHTensión MT = 9,03 + 0,21 × flexión de cadera – 0,11 × flexión de rodilla. C) modelo lineal de efectos mixtos para la cepa MT máxima de BFLH para la orientación de los segmentos de fémur y pelvis en el plano sagital durante el sprint. Ecuación: BFLH Deformación MT = 9,03 – 0,05 × orientación de la pelvis – 0,01 × orientación del fémur. Los resultados significativos están resaltados en negrita. SE: Error estándar. IC: Intervalo de Confianza. df: Grados de libertad. t: valor t.
Salida del modelo lineal de efectos mixtos para los ángulos de las articulaciones de flexión de cadera y rodilla para la tensión máxima MT del BFLH durante el sprint+
En la segunda LMEM (Tabla 2b), la flexión de cadera y rodilla fueron predictores significativos (p <0,001) de la cepa MT máxima de BFLH durante el sprint, con una estimación de efectos fijos para la flexión de la cadera de 0,21 y -0,11 para la flexión de la rodilla. El modelo tenía un AIC de 168,2.
Salida del modelo lineal de efectos mixtos para la orientación de la pelvis y el fémur en el plano sagital y la tensión máxima MT del BFLH durante el sprint
El tercer modelo lineal de efectos mixtos (Tabla 2c) mostraron que sólo la orientación del segmento de la pelvis en el plano sagital (inclinación pélvica anterior) era un predictor significativo (p < 0,001) para el MT máximo del BFLH durante el sprint, con una estimación de efectos fijos de -0,05. El modelo tenía un AIC de 766,2.
Modelo lineal simple para la inclinación pélvica anterior y la tensión máxima de MT de BFLH durante el sprint
Una interacción significativa (p <0,001) con una fuerte correlación negativa (r: -0,86) entre la inclinación pélvica anterior y tensión máxima de MT del BFLH durante el sprint (figura 3).
Figura 3. Correlación lineal simple entre la inclinación pélvica anterior y la tensión máxima del músculo-tendón (MT) de la cabeza larga del bíceps femoral (BFLH) se muestra en los 16 pasos.
Discusión e implicaciones
El uso de modelos musculoesqueléticos avanzados y técnicas de simulación ha proporcionado una comprensión fundamental del comportamiento del complejo MT de los isquiotibiales durante la carrera a alta velocidad y ha ofrecido información preliminar sobre los posibles fundamentos de los mecanismos de lesión. El objetivo del presente estudio fue describir y cuantificar la tensión máxima de MT de los músculos isquiotibiales, así como las causas, en todos los pasos durante un sprint completo de aceleración en jugadores de fútbol. Los principales hallazgos del presente estudio fueron: (i) BFLH mostró la mayor tensión MT entre los músculos que constituyen la musculatura isquiotibial durante toda la aceleración del sprint. ii) El pico máximo de tensión MT del BFLH disminuyó a medida que aumentaron la velocidad y el número de pasos, lo que sugiere una mayor tensión en las fibras musculares durante la aceleración temprana en comparación con las fases de velocidad máxima. iii) El ángulo de flexión de la cadera tuvo una mayor influencia en la tensión máxima del MT resultante de BFLH que la flexión de la rodilla, siendo la orientación de la pelvis en el plano sagital el segmento que tuvo la influencia más significativa en la tensión máxima del MT durante el sprint.
Durante toda la aceleración del sprint, la tensión máxima MT del tendón de la corva ocurrió durante la última fase de balanceo (alrededor del 92% del ciclo de la marcha), observándose el pico más grande en la tensión MT del BFLH en comparación con ST y SM. Estos resultados fueron similares a los reportados en estudios previos que analizaron solo unos pocos pasos cercanos a la velocidad máxima en una cinta rodante instrumentada (Chumanov et al.,2011; Kenneally-Dabrowski et al.,2019; Schache et al.,2012).
Estudios experimentales y modelos musculoesqueléticos aplicados al sprint han explicado la mayor longitud del MT encontrada en BFLH en comparación con el tendón de la corva medial mediante la combinación de un brazo de momento de cadera más largo y un brazo de momento de rodilla más pequeño (Thelen et al.,2005; Visser et al.,1990). Específicamente, dado que el ángulo de la cadera permanece alto durante todo el sprint y ejerce un impacto significativo en la duración del BFLH, mientras que hay una reducción menor en la longitud total de este músculo debido al pequeño brazo de momento de la rodilla (Thelen et al.,2005; Visser et al.,1990), el resultado neto de estos efectos combinados es una mayor demanda de tensión en todo el BFLH durante toda la aceleración del sprint en comparación con ST y SM. Estos hallazgos, junto con los proporcionados por estudios in vitro (Garrett,1990; Liber y Friden,1993) e in vivo (Guilhem et al.,2016), sugieren que la magnitud del estiramiento aplicado a los fascículos musculares del bíceps femoral, combinado con el alto torque producido en longitudes extremas durante el sprint, puede explicar el mayor daño muscular. Esto también está relacionado con la mayor prevalencia de lesiones por distensión de los isquiotibiales laterales en comparación con las mediales. El registro de la cinemática de cada paso a lo largo del sprint en este estudio permitió un análisis detallado del comportamiento de la tensión del BFLH durante todas las fases del sprint. Los resultados revelaron una reducción significativa en el pico máximo del MT del BFLH a medida que aumentaba la velocidad, lo que indica una mayor tensión durante la aceleración temprana en comparación con las fases de carrera a alta velocidad (Figura 4).
Figura 4. Ejemplo del pico medio de la tensión músculo-tendinosa (MT) de la cabeza larga del bíceps femoral (BFLH) y desviación estándar durante el primer, octavo y decimosexto paso durante el sprint. Las líneas de puntos representan la línea de tendencia lineal.
Estos hallazgos pueden asociarse con las diferencias en cinemática y demandas cinéticas entre las dos fases. Durante la aceleración se observa una mayor inclinación en la postura del tronco y un alto ángulo de flexión de la cadera (Nagahara et al.,2018), permitiendo la producción de mayores fuerzas horizontales requeridas para una aceleración óptima (Morin et al.,2011,2015). Por el contrario, correr a alta velocidad se caracteriza por una postura más erguida, que se asocia con la capacidad de generar grandes cantidades de fuerza de reacción del suelo en dirección vertical (Clark & Weyand,2014; Clark y otros,2017). Teniendo esto en cuenta y considerando un estudio previo in vivo (Di Raimondo et al.,2022) que muestra la longitud de BFLH al ser más sensible a los cambios en el ángulo de la cadera (debido a un mayor momento del brazo) en comparación con la rodilla, es posible explicar la mayor tensión observada durante la aceleración del sprint en comparación con la carrera a alta velocidad. Esto podría atribuirse a los diferentes ángulos de flexión de la cadera y de la rodilla (Figura 5) entre estas dos fases, destacando la importancia de las variaciones en estos ángulos durante las diferentes fases de sprint. La tensión significativamente mayor observada en el BFLH durante los pasos iniciales combinados con la alta demanda mecánica impuesta a los músculos posteriores del muslo (Mendiguchia et al.,2014,2016; Morín y otros,2015), puede explicar los hallazgos de un estudio retrospectivo reciente en fútbol (Gronwald et al.,2022). Este estudio observó que más de la mitad de las lesiones de los isquiotibiales relacionadas con el sprint (todas involucrando al bíceps femoral) ocurrieron durante la aceleración lineal del sprint en lugar de escenarios de velocidad máxima. Además, la creciente tendencia a realizar sprints más cortos, más rápidos y frecuentes en el fútbol profesional (Pons et al.,2021), junto con su impacto en el rendimiento futbolístico (Faude et al.,2012), puede contribuir al aumento exponencial en la proporción de lesiones diagnosticadas en los isquiotibiales en los últimos 20 años (del 12% al 24%) (Ekstrand et al.,2022).
Finalmente, queda por determinar si el segmento de pelvis o fémur contribuye de manera más significativa a la tensión máxima de MT del BFLH, ya que el ángulo de la articulación de la cadera está definido por el ángulo formado entre la pelvis y el fémur. El modelo lineal mixto empleado en este estudio mostró que la orientación de la pelvis en el plano sagital fue el componente predictivo más significativo del segmento en comparación con la orientación del fémur para determinar la tensión máxima de MT del BFLH durante la carrera de velocidad. Este hallazgo fue confirmado recientemente por un estudio in vivo (Higashihara et al.,2015) que analizaron el efecto del sprint con inclinación del tronco hacia adelante e inclinación pélvica anterior, y un estudio cadavérico in vitro (Mendiguchia et al., 2024) donde se demostró el impacto significativo de la inclinación pélvica anterior en la longitud de los isquiotibiales cuando el fémur permanecía fijo.
Los modelos musculoesqueléticos actuales estiman los parámetros de MT basándose en mediciones anatómicas de muestras de cadáveres e imágenes de resonancia magnética (Rajagopal et al.,2016), siendo las estimaciones de la longitud del MT de los isquiotibiales durante el sprint basándose en los ángulos de las articulaciones de la cadera y la rodilla, dando el mismo peso a todos los segmentos involucrados. Sin embargo, este enfoque puede subestimar el impacto de la tensión de la traslación posterior y superior de la tuberosidad isquiática (el segmento en el que se insertan directamente los isquiotibiales) durante los movimientos de inclinación pélvica anterior, como se demostró recientemente (Mendiguchia et al.,2024). Al dar igual peso al movimiento de la pelvis y el fémur en la distensión de los isquiotibiales, los modelos musculoesqueléticos pueden pasar por alto la contribución específica del movimiento pélvico. Estos hallazgos ayudan a explicar la asociación entre la inclinación pélvica anterior y el riesgo de lesión en los isquiotibiales observado en estudios tanto prospectivos como retrospectivos (Daly et al.,2016; Schuermans et al.,2017).
En resumen, los hallazgos de este estudio sugieren que las lesiones de los isquiotibiales que ocurren durante la fase de aceleración pueden estar estrechamente relacionadas con la distensión del tendón del músculo bíceps femoral, particularmente causada por el alto ángulo de flexión de la cadera inducido por la alta inclinación pélvica anterior durante los pasos iniciales. Teniendo en cuenta que la exposición a aceleraciones explosivas es más frecuente (Pons et al.,2021) que la velocidad máxima durante la práctica de fútbol, la combinación de activación electromiográfica del bíceps femoral alto (Higashihara et al.,2018), aumento de la demanda mecánica sobre los músculos isquiotibiales (Morin et al.,2011,2015) para impulsar el cuerpo con fuerza hacia adelante (Jacobs & van Ingen Schenau,1992) y la mayor tensión antes mencionada observada en el BFLH durante la fase de aceleración temprana crea un ambiente ideal para la alta incidencia de lesiones del bíceps femoral en el fútbol.
Traducir los hallazgos de este estudio a la práctica clínica implicaría enfocarse en la pelvis como un área clave cuando el objetivo de la rehabilitación y/o prevención es reducir la tensión del bíceps femoral durante el sprint. Una intervención multimodal reciente (Mendiguchia et al.,2022) la combinación de ejercicios de control lumbo-pélvico con un programa de técnica de carrera ha mostrado resultados prometedores en la reducción de la inclinación pélvica anterior (en 5º) durante un período de 6 semanas para controlar y mitigar la tensión durante el sprint máximo. Durante el proceso de rehabilitación, los ejercicios o ejercicios que implican inclinar el tronco hacia adelante o lograr un alto nivel de flexión de la cadera, especialmente cuando son inducidos por una inclinación pélvica anterior, podrían emplearse con precaución si el objetivo es mitigar una posible tensión excesiva en la musculatura lesionada. especialmente en las lesiones de los isquiotibiales que se producen durante la fase de aceleración, debido a su posible relación con el factor de tensión.
Figura 5. Media y desviación estándar de la flexión de la cadera y la flexión de la rodilla en la tensión máxima del músculo tendón (MT) de BFLH se muestran en todos los pasos durante el sprint. El esqueleto de la izquierda representa visualmente la cinemática observada durante la fase de aceleración, mientras que el esqueleto de la derecha representa la cinemática observada durante la fase de velocidad máxima
Limitaciones
Sin embargo, es importante reconocer algunas limitaciones en este estudio según el uso de modelos musculoesqueléticos. La tensión MT también depende de la interacción dinámica entre el músculo y el tendón, y esta relación también es importante para comprender las lesiones miotendinosas y musculares y el comportamiento de esta estructura compleja. Durante este estudio no se midieron la activación y la fuerza muscular. Por lo tanto, analizar el comportamiento de la fibra/fascículo sería más apropiado que analizar la deformación de la MT, ya que estudiar su comportamiento puede no reflejar con precisión la deformación de la fibra. Además del análisis de la cinemática muscular, sería ventajoso investigar todas las diferencias en las fuerzas musculares durante un sprint completo de aceleración sobre el suelo.
Expresiones de gratitud
Los autores desean extender su sincero agradecimiento a los jugadores voluntarios por su dedicación y cooperación al participar en este estudio. Además, los autores desean expresar su agradecimiento por la valiosa ayuda brindada por Adrián Moro, Carlos Santo Domingo y Pedro Moreno-Cabañas durante el proceso de recolección de datos. Sus contribuciones fueron fundamentales para la finalización exitosa de esta investigación
Referencias
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