Valoración del riesgo de lesión de rodilla en sujetos sanos y efecto de un programa de ejercicio físico para la modulación de los factores de riesgo

1 Facultad Ciencias de la Educación Departamento de Educación Física y Deporte Adrián Feria Madueño TESIS DOCTORAL 2015 VALORACIÓN DEL RIESGO DE LESIÓN DE RODILLA EN SUJETOS SANOS Y EFECTO DE UN PROGRAMA DE EJERCICIO FÍSICO PARA LA MODULACIÓN DE LOS FACTORES DE RIESGO TESIS DOCTORAL ___________________________________________________ VALORACIÓN DEL RIESGO DE LESIÓN DE RODILLA EN SUJETOS SANOS Y EFECTO DE UN PROGRAMA DE EJERCICIO FÍSICO PARA LA MODULACIÓN DE LOS FACTORES DE RIESGO ___________________________________________________________________________________ Departamento de Educación Física y Deporte Facultad Ciencias de la Educación Universidad de Sevilla Doctorando: Adrián Feria Madueño Directores de Tesis: Dr. D. Borja Sañudo Corrales Dr. D. Moisés de Hoyo Lora AGRADCIMIENTOS A mi familia, abuela, hermano y madre, por haber creído en mi. Sobre todo a mi madre, quien me ha enseñado cómo sostener la vida a base de sacrificio. A mi sobrina, esa personita que ilumina todo solo con su sonrisa. A mis amigos, los que me han soportado, animado y entendido sea cual fuere el momento. A todos los que ayudasteis para que este sueño se convirtiera en realidad: Jesús, Alberto, Miguel, Ricardo, Francis y tantos otros, así como los voluntarios que conformaron la muestra. Sin ellos, esto no habría sido posible. A los hermanos Borja y Pepe, mis hermanos neozelandeses. Al profesor Yanxin Zhang, por haberme enseñado tanto y de otra manera. A mis directores, por su esfuerzo. En especial a Borja, porque su constancia y paciencia me han enseñado mucho más que desarrollar una tesis, y su dedicación me ha hecho mejor profesional. A mis compañeros de trabajo y alumnos, porque solo ellos saben lo importante que es para mi dar el ciento uno por ciento en lo laboral y mantener el nivel de dedicación con la tesis con constancia. Y para el final me dejo el principio de todo esto, quien dá sentido a mi vida. A ti, cariño, porque eres tú quien conoce el verdadero proceso, y en estas líneas sería imposible corresponder tanto amor y entendimiento. Te quiero. D. FRANCISCO DE BORJA SAÑUDO CORRALES, Doctor por la Universidad de Sevilla. CERTIFICA: Que Don Adrián Feria Madueño, Licenciado en Ciencias de la Actividad Física y el Deporte por la Universidad de Sevilla, ha realizado bajo mi dirección el trabajo titulado “Valoración del riesgo de lesión de rodilla en sujetos sanos y efecto de un programa de ejercicio físico para la modulación de los factores de riesgo”, y que a mi juicio reúne las condiciones de originalidad y rigor científico para ser defendido públicamente y optar al grado de Doctor por la Universidad de Sevilla. Sevilla, 17 de Septiembre de dos mil quince D. MOISÉS DE HOYO LORA, Doctor por la Universidad de Sevilla. CERTIFICA: Que Don Adrián Feria Madueño, Licenciado en Ciencias de la Actividad Física y el Deporte por la Universidad de Sevilla, ha realizado bajo mi dirección el trabajo titulado “Valoración del riesgo de lesión de rodilla en sujetos sanos y efecto de un programa de ejercicio físico para la modulación de los factores de riesgo”, y que a mi juicio reúne las condiciones de originalidad y rigor científico para ser defendido públicamente y optar al grado de Doctor por la Universidad de Sevilla. Sevilla, 17 de Septiembre de dos mil quince Figura 55. Correlación ángulo inicial de flexión de rodilla y ratio H/Q100 durante SC45ml 198 Figura 56. Correlación ángulo inicial de flexión de rodilla y ratio H/Q200 durante SC45ml 199 Figura 57. Correlación entre PF1 y ratio H/Q100 durante aterrizajes 200 Figura 58. Correlación entre PF2 y ángulo de flexión inicial de rodilla durante aterrizajes 200 Figura 59. Correlación entre uerza ML en valgo y ángulo de flexión de rodilla máximo durante aterrizajes 201 Figura 60. Correlación entre fuerza ML en valgo y ángulo de flexión inicial de cadera durante aterrizajes 201 Figura 61. Correlación entre fuerza ML en varo y ratio H/QMVC durante aterrizajes 201 Figura 62. Correlación entre fuerza AP y ángulo de flexión inicial de cadera durante aterrizajes 201 Figura 63. Correlación entre impulso vertical y tiempo de estabilización durante aterrizajes 202 Figura 64. Correlación entre ángulo de flexión máxima de cadera y ratio H/Q100 durante aterrizajes 202 Figura 65. Lesión o problema registrado en periodos comprendidos de 3 meses 205 Abreviaturas AP, anteroposterior Cm, centímetros EMG, electromiografía H, del inglés hamstrings, musculatura isquiotibial LCA, ligamento cruzado anterior LCP, ligamento cruzado posterior LLE, ligamento lateral externo LLI, ligamento lateral interno ML, mediolateral MMII, miembros inferiores MMSS, miembros superiores Ms, milisegundos m/s, unidad internacional de medida de la velocidad (metros divididos entre segundos) mV, milivoltios Q, del inglés quadriceps, musculatura del cuádriceps Ratio H/Q, ratio de co-activación entre la musculatura posterior del muslo y la anterior RMS, del inglés root means square, media cuadrática SC30, cambio de dirección abierto hacia 30º SC45, cambio de dirección abierto hacia 45º SC45ml, cambio de dirección cerrado hacia 45º VGRF, del inglés vertical ground reaction force, fuerza de reacción contra el suelo vertical 18 INTRODUCCIÓN 19 1. INTRODUCCIÓN Existe una fuerte relación entre las lesiones deportivas y el impacto económico que de ellas se deriva. Woods et al. (2005) cifraron pérdidas de 74,7 millones de libras en el fútbol inglés sólo en dos temporadas por sufrimiento de alguna lesión. Por su parte, Hewett et al. (2002) estimaron un gasto de entre 17 y 25 mil dólares al año en una población no profesional exclusivamente en lesiones de rodilla. Del total de las lesiones, el mayor porcentaje corresponde a los miembros inferiores (MMII), concretamente, desde el prisma clínico, casi el 50% de las lesiones deportivas se centran en la articulación de la rodilla (Cochrane et al., 2010), considerándose una de las articulaciones con mayor riesgo lesivo. Para profundizar en el proceso lesivo en la articulación de la rodilla resulta clave estudiar los mecanismos que condicionan su estabilización, como las articulaciones adyacentes. Resulta fundamental analizar la relación entre cadera y rodilla, ya que posibles alteraciones en la musculatura de la cadera pueden provocar modificaciones en la postura adoptada por la rodilla y por consiguiente, incrementar o disminuir el riesgo de lesión (Powers, 2010). Solo por poner un ejemplo, acciones deportivas como los aterrizajes y cambios de dirección, donde hay una implicación de la cadera en aducción y una rotación interna, pueden provocar un aumento del valgo de rodilla, incrementando así el riesgo de lesión. Autores como Claibornne et al. (2006) y Hollman et al. (2009) han relacionado un aumento del valgo de rodilla con una pobre activación en la musculatura de la cadera, hallando como consecuencia implicaciones en los elementos estructurales de la propia rodilla. Otra articulación adyacente, como es el tobillo, también puede afectar directamente a la estabilización de la rodilla, ya que el instante de contacto del pie con el suelo parece indicar una fuerte relación con las lesiones de rodilla (Backman y Danielson, 2011). En definitiva, la articulación de la rodilla puede verse afectada por otras articulaciones cercanas, lo que justifica la necesidad de estudiar su biomecánica y, en concreto, la de la rodilla, para analizar en detalle el proceso lesivo. En la mayoría de las ocasiones la lesión de rodilla (ej. ligamento cruzado anterior – LCA-) acontece cuando el pie está apoyado en el suelo y la rodilla rota en valgo o en varo y se mantiene recta o extendida. En este caso, el mecanismo lesivo se produce sin traumatismo. Además, las situaciones de aterrizajes y de cambio de dirección juegan un papel crucial en el desencadenamiento de la lesión del LCA (Boden et al., 2000; Cochrane et al., 2007; Cochrane et al., 2010), ya que este ligamento actúa como freno y 20 resistencia a los momentos de fuerza en varo, valgo y rotaciones internas (McLean et al., 2005; Torry et al., 2011). En definitiva, parece haber numerosos factores y mecanismos implicados en la lesión de esta articulción y deberá ser función de los profesionales de la actividad física conocerlos y promover estrategias que minimicen la inestabilidad sintomática en la rodilla (Dienst, Burks y Greis, 2002). De hecho, con el objetivo de modular estos factores, existen programas de carácter preventivo que permitirían disminuir el riesgo de lesión en los MMII (Beijsterveldt., 2012) y en especial, la incidencia de lesión de rodilla (Fort et al., 2008). En este sentido, el entrenamiento neuromuscular resulta clave en la prevención de lesiones al mejorar la estabilidad y el equilibrio articular (Taube et al., 2007). Pero este tipo de entrenamiento no es el único que se ha relacionado con la disminución del riesgo de lesión de rodilla. En la literatura, los programas han estado basados tradicionalmente en el entrenamiento de la fuerza (Casais, 2008; Tagesson et al., 2008; Solla y Martínez, 2011), entrenamiento propioceptivo (Junge et al., 2002; Murphy et al., 2003; Mandelbaum et al., 2005; Olsen et al., 2005; Panics et al., 2008; Vanmeerhaeghe et al., 2008; Cerulli et al., 2011), entrenamiento vibratorio (Abian et al., 2008; Colson et al., 2009; Melnyk et al., 2009; Mileva et al., 2009; Sañudo et al., 2011) y entrenamiento excéntrico (Chaler et al., 2001; Farthing y Chilibeck, 2003; Saavedra et al., 2004; Drexel et al., 2008; Gerber et al., 2009; Paschalis et al., 2011), entre otros. Sin embargo, aunque los programas de actividad física preventiva han demostrado ser una intervención eficaz para la reducción del riesgo de lesiones de rodilla, los autores han realizado sus investigaciones sobre deportistas de rendimiento, siendo escasas las aportaciones que estos programas tienen en una población que practica actividad física no competitiva y/o estructurada. Bajo nuestro conocimiento, no existe ningún estudio que haya valorado los parámetros relacionados con las lesiones de rodilla y llevado a cabo una intervención en aquellos sujetos que, aún no siendo profesionales, presenten un alto riesgo lesivo. Además, no tenemos constancia de ningún programa preventivo que contemple, de forma coordinada, la amplitud de movimiento, el trabajo de fuerza (primando el componente excéntrico), neuromuscular y propioceptivo. Por tanto, y una vez habiendo profundizado en el análisis de los diferentes mecanismos y factores que podrían desencadenar una lesión en la rodilla, el objetivo del presente estudio ha sido, por un lado valorar el riesgo de lesión en acciones donde se ponen en compromiso las estructuras responsables de la estabilización de la rodilla (aterrizajes y cambios de dirección) y, por otro, determinar si un programa de ejercicio físico permite 21 modular los factores de riesgo de lesión de rodilla en aquellos sujetos con un mayor riesgo. Los resultados del estudio contribuirán a proponer un modelo que contemple los factores clave involucrados en la modulación del riesgo de lesión en estas estructuras (concretamente durante los cambios de dirección y aterrizajes) y proponer futuras estrategias preventivas que incidan positivamente en su prevención. 22 EL FENÓMENO LESIVO EN LA ACTIVIDAD FÍSICA Y EL DEPORTE. EPIDEMIOLOGÍA DE LAS LESIONES Y COSTE ECONÓMICO 23 2. EL FENÓMENO LESIVO EN LA ACTIVIDAD FÍSICA Y EL DEPORTE. EPIDEMIOLOGIA DE LAS LESIONES Y COSTE ECONÓMICO Las lesiones deportivas afectan no solo a la estructura lesionada, sino desde un prisma genérico, a la calidad de vida de los individuos que las sufren (Maffulli et al., 2010). El factor edad es uno de los más tenidos en cuenta en el proceso lesivo, estableciéndose sesgos en este sentido. En su estudio epidemiológico, Moreno (2002) reflejó que en torno al 55% de las lesiones deportivas ocurrían en edades comprendidas entre 16 y 30 años, rango prácticamente idéntico (15 y 35 años) al reflejado por García-Chamorro et al. (2009), tras analizar cuáles eran los casos atendidos en urgencias procedentes de lesiones deportivas. Independientemente de la edad, en torno al 50% de las atenciones médicas producidas en la mayoría de países europeos y Estados Unidos son las producidas en el ámbito del deporte (Conn et al., 2003; Vriend et al., 2005; Stam et al., 2008). En este ámbito, la forma más común de cuantificar las lesiones deportivas es por el tiempo de exposición a la práctica, calculando el número de lesiones por cada 1000 horas de exposición. En 2007, Agel y sus colaboradores propusieron una comparativa entre las lesiones producidas durante la práctica física previa a la competición y la propia competición en futbolistas. El mayor ratio de lesiones por cada 1000 horas se producía en la competición, independientemente de la zona corporal evaluada. Los autores explicaban que este porcentaje podría verse incrementado debido al aumento de colisiones y choques contra los contrarios durante la propia competición. Para hacernos una idea de la epidemiológía lesiva, Hootman et al. (2007) llevaron a cabo una excelente revisión en la que recogieron datos sobre lesiones deportivas durante 16 años en 15 prácticas deportivas diferentes. Hallaron que durante las competiciones el ratio de lesionados era significativamente mayor comparado con el ratio durante la propia práctica no competitiva, siendo éstos de 13,8/1000 y 6,6/1000 respectivamente. Una de las conclusiones más destacables de este estudio fue que los MMII sufrían el mayor porcentaje de las lesiones deportivas registradas (53,8%), siendo la cabeza y la espalda las que menos (9,8 y 10% respectivamente). Trabajos como los de Renné et al. (2010) o Beijsterveldt et al. (2012) inciden en la idea del mayor porcentaje de lesiones en los MMII, siendo la articulación de la rodilla una de las de mayor incidencia lesiva refieren. Tan solo en Estados Unidos, se estiman alrededor de 80.000 lesiones de rodilla al año, donde aproximadamente el 50% de esas lesiones necesitaron intervención 24 quirúrgica (Griffin et al., 2000). En este mismo país, Marshall et al. (2007) mostraron que durante el periodo comprendido entre 1997 y 2004, se produjeron alrededor de 113 mil visitas al año a los servicios médicos a causa de lesiones de rodilla. Una interesante aportación es la que hacen Sánchez-Jover y Gómez (2008), quienes realizan una revisión epidemiológica de las lesiones deportivas en baloncesto, comparando la práctica profesional con la práctica no profesional. En esa revisión se concluye que en niños que están en periodo de formación deportiva, la incidencia lesiva es menor que en deportistas profesionales. Aunque las cifras continúan siendo altas; de hecho, estudios como el de Gutgesell (1991) ya apuntaban esta idea, mostrando un ratio de lesiones de 7,6/1000 horas en niños menores de 12 años que no se dedicaban a la competición. Por su parte, Cumps (2007) mostró también cifras de incidencia en sujetos no profesionales (9,8/1000 horas), pero en esta ocasión, las personas que practicaban eran jóvenes de 23 años de media. Otra aportación en este sentido es la realizada en un estudio sobre jugadores de baloncesto de categoría infantil y cadete masculino y femenino (Sánchez-Jover y Gómez, 2007), donde se refleja una incidencia de 5,2/1000 horas de exposición. A pesar de existir trabajos dedicados a sujetos no profesionales, la literatura está completamente polarizada hacia la incidencia lesiva en la rodilla en deportistas profesionales y son muy escasos los estudios centrados en el grupo de sujetos que realizan actividad física de manera no profesional (McLean et al., 2005; Shimokochi et al., 2008; Zebis et al., 2008; Myer et al., 2012). A la vista de estas cifras, Moscoso y sus colaboradores (2014) recientemente han criticado el impulso económico del 92% sobre el presupuesto en materia deportiva en España destinado exclusivamente al alto rendimiento y la competición, siendo una partida muy reducida la destinada a otros ámbitos del deporte. Este hecho puede ser la clave de que las aportaciones en relación a las lesiones que sufren jóvenes no profesionales sean escasas, debido, principalmente, a la casi inexistente implicación económica en investigación y desarrollo en poblaciones no profesionales. Según los primeros datos aportados sobre la diferencia de participación entre hombres y mujeres (NFHS, 1972), éstos sugerían que el número de participantes femeninos en deportes de organización escolar estaba por debajo de los 320.000 participantes. A partir del año 2007, este número se incrementó, rondando los 3 millones de mujeres que participaban en estas competiciones (NFHS, 2007); sin embargo, estos porcentaje de práctica por género en los últimos tiempos siguen sin igualarse. 25 Precisamente, el último Eurobarómetro de 2014 sobre el deporte y la actividad física (European Commission, 2014) refleja que en la Unión Europea existe una fuerte disparidad entre hombres y mujeres que realizan actividad física, sobre todo en el grupo de edad comprendido entre los 15 y los 24 años. Actualmente, los jóvenes europeos realizan actividad física o practican algún deporte de manera regular en un 74% frente al 55% de las mujeres (Figura 1). Figura 1. Evolución del incremento de hombres y mujeres de 15-24 años que practican actividad física de manera regular o con algo de regularidad en Europa. En España, García-Ferrando y Llopis (2011) reflejan una evolución ascendente en la práctica de actividad física tanto en hombres como en mujeres en la primera década del siglo XXI, pasando a ser del 37% en el año 2000 al 43% en 2010. Esta tendencia es reforzada por el Eurobarómetro de 2014, donde se refleja en España un incremento de 7 puntos en las personas que practican actividad física de manera regular o con algo de regularidad desde 2009 a 2013. Sin embargo, y como se muestra en la Figura 2, a pesar de que la práctica de actividad física en mujeres se ha incrementado en la última década del 27% al 31%, en nuestro país sigue habiendo diferencias de género en la práctica (31% en mujeres frente a un 49% en hombres) (García-Ferrando y Llopis, 2011). 0 10 20 30 40 50 60 70 80 2010 2014 Hombres Europa Mujeres Europa 32 3. TIPOLOGÍA DE LAS LESIONES FÍSICO-DEPORTIVAS Tradicionalmente las lesiones físico-deportivas se dividen en agudas o por uso excesivo (Bahr y Maehlum, 2007). Un ejemplo de lesión aguda puede ser la producida por un traumatismo en un golpe o placaje. Una lesión por uso excesivo podría originarse en un boxeador que se fisura el tercer metacarpiano tras golpeos continuados después de semanas de entrenamientos. Normalmente, los micotraumatismos tisulares producidos por cargas a baja intensidad pero repetidas en el tiempo no desarrollan síntomas clínicos concretos, reparándose el tejido tisular por sí solo. Pero si la sobrecarga en este caso sobrepasa la capacidad autorreguladora a nivel tisular nos encontraremos con una lesión por uso excesivo (Burns, 2003). Incluso, una lesión por uso excesivo puede desencadenar una lesión aguda, pues el tejido se encuentra debilitado y es susceptible a una alteración puntual. Desde el punto de vista biomecánico, las diferentes acciones musculares generan una determinada resistencia interna soportada por las estructuras. La capacidad de resistencia neutraliza la deformidad tisular, pero de no hacerlo en un esfuerzo único, hablaríamos de lesiones agudas. Si por el contrario ello sucediera a lo largo del tiempo, acumulándose dicha carga, nos encontraríamos ante una lesión por uso excesivo. Las lesiones también podrían clasificarse atendiendo a la estructura lesionada, catalogándose en lesiones de las estructuras blandas (cartílago, músculo, tendón y ligamentos) y lesiones osteo-articulares (fracturas óseas). Finalmente, las lesiones se podrían clasificar atendiendo al tipo de modalidad deportiva practicada. Así, las actividades deportivas que soportan mayores contactos físicos como los deportes de equipo, tienen mayor probabilidad de que aparezca una lesión aguda (Bahr y Maehlum, 2007). Por su parte, los deportes de tipo aeróbico y cíclicos, o donde aparece un mayor uso de gestos técnicos, como por ejemplo el ciclismo, el atletismo, el tenis o la marcha, se caracterizan más por la aparición de lesiones por uso excesivo (Figura 6). 33 Figura 6. Esquema de la clasificación de las lesiones deportivas. La causa fisiológica por la que se produce la lesión deportiva se acoge a la Ley de Selye o Síndrome General de Adaptación. Cuando nos sometemos a una carga de entrenamiento físico el organismo responde con una adaptación a nivel tisular. Todos los tipos de tejido, incluido el óseo, muscular, tendinoso, ligamentoso y cartilaginoso, desarrollan este proceso que, de producirse una sobrecarga física, excede la capacidad de adaptación tisular y por tanto aparece la lesión. El motivo por el cual existe sobrecarga puede ser debido a un aumento de la duración del ejercicio, de la frecuencia o de la intensidad de las sesiones de práctica. Por lo tanto, podemos afirmar que la posibilidad de sufrir una inadaptación tisular por sobrecarga y desarrollar un proceso lesivo puede venir precedida de un aumento de esos parámetros unidos a un descanso reducido (Giménez et al., 2014), pudiendo verse reflejada a múltiples niveles. Por tanto, a continuación, se hará un breve repaso de diferentes lesiones según las estructuras dañadas. 3.1 Lesiones óseas Las funciones principales del esqueleto son: proteger a los órganos, ser el depósito de calcio más importante del organismo, producir células sanguíneas y, junto al sistema muscular, servir de palanca del aparato locomotor. Los osteocitos, osteoblastos y osteoclastos, junto a las fibras de colágeno y a la matriz extracelular, componen el hueso, dotando de mayor resistencia a las cargas soportadas por cada articulación. 34 Precisamente, uno de los factores determinantes en la aparición de una lesión ósea será la capacidad elástica del hueso durante la resistencia de esas cargas, siendo las fibras de colágeno el elemento más determinante (Stevens, 1998). Al igual que se hacía previamente de forma genérica, la clasificación más común divide las fracturas óseas en agudas o fracturas por esfuerzo. Las fracturas agudas son debidas a un traumatismo agudo que supera la resistencia de los tejidos. Las fracturas por esfuerzo se deben a cargas repetidas en la estructura ósea. Estas fracturas podrán ser completas o incompletas, denominadas estas también fisuras óseas (Figura 7). A B Figura 7. A = ejemplo de una fractura completa. B = ejemplo de una fractura incompleta (fisura ósea). 3.2 Lesiones musculares Dentro de esta tipología lesiva, las lesiones musculares responden a tres mecanismos bastante diferenciados. El primero es la distensión muscular (Figura 8), que se produce a menudo en la unión músculo-tendinosa durante ejercicios que impliquen actividad excéntrica máxima. El síntoma más común es un dolor localizado, con la consiguiente hipersensibilidad y disminución de la función contráctil (Balius y Pedret, Figura 8. Ejemplo de edema por distensión. 35 2013) que con frecuencia también se acompaña de hinchazón o edema interno. En segundo lugar, las lesiones musculares por traumatismo directo, que va a producir contusión en el músculo afectado. Por último, las laceraciones o desgarros musculares, que suelen producirse mediante la participación involuntaria de un implemento de riesgo conocido y tras una secuencia imprecisa en algún gesto técnico, como por ejemplo, con la cuchilla de patines en patinaje artístico o un stick de hockey sobre hielo. Finalmente, podría hablarse de la rigidez muscular o dolor muscular de comienzo tardío (Figura 9). Figura 9. Representación del dolor muscular de comienzo tardío desde que se produce el entrenamiento hasta su desaparición. Se trata de un síntoma molesto que aparece después de un ejercicio no habitual que lleva a cabo la persona que practica actividad física. Este proceso suele dar justo después de haber superado una lesión (fase 0), aunque algunos autores como Bahr y Maehlum (2007) lo relacionan con la ejecución de entrenamientos excéntricos intensivos. Este dolor muscular de aparición tardía es una consecuencia de la desestructuración de la arquitectura muscular esquelética que se acompaña de una reducción del 15% aproximadamente de la fuerza muscular, aunque esta pérdida es de factor temporal. 3.3 Lesiones tendinosas La función principal del tendón es unir el músculo al hueso, transmitiendo la fuerza de la estructura muscular a la ósea y aportando a la articulación movilidad y estabilidad (Angulo, 2010). Estructuralmente, el tendón es muy parecido al ligamento, siendo su composición principalmente de colágeno. 36 La diferencia principal entre ambos radica en la organización estricta de las fibras de colágeno en haces paralelos de tamaño diferente. Al igual que en otras estructuras, las lesiones tendinosas pueden ser agudas o por uso excesivo. Uno de los factores de riesgo en su mecanismo lesional reside en la localización superficial de los tendones, ya que es la causa por la cual un traumatismo de gran consideración pueda originar una lesión tendinosa. Lógicamente, la rotura total o parcial del tendón se producirá cuando la fuerza externa producida sea mayor a la asimilada por el tendón (Figura 10). Figura 10. Inflamación y pérdida del relieve tendinoso debido a lesión en el tendón de Aquiles. 3.3 Lesiones cartilaginosas Los cartílagos pueden clasificarse en tres tipos: elástico, fibrocartílago e hialino. Este último es el de mayor importancia, pues reviste a la mayoría de las superficies articulares y lo integran varias capas. En su capa más superficial, la matriz extracelular se organiza horizontalmente, mientras que en las capas más profundas, la organización celular es vertical. Independientemente de esta organización, estas capas conforman el grosor del cartílago. Autores como Martínez-Hernández et al. (2014) establecieron una relación entre cartílago y riesgo de lesión, incrementándose el riesgo a medida que se desgasta o reduce este cartílago. Esta disminución depende de las propiedades del propio cartílago (ej. contenido de colágeno) y su propia estructura. La organización del colágeno se hace en redes de fibrillas largas, que contienen a su vez proteoglucanos insertados en ella, de gran capacidad de absorción de agua. En la relación de carga y deformación del cartílago hialino, la disposición horizontal del colágeno en la superficie articular es fundamental. Parece ser una estructura multidireccional en la región media y vertical en las capas más profundas lo que supone que al iniciarse la carga, las fibras presenten una apariencia ondulada. Si la carga 37 aumenta, la deformación sufre un proceso lineal, y las fibras de colágeno se distienden hasta desgarrarse. Este proceso ocurre en principio a modo de fibras individuales y más tarde en grupos más extensos de fibras. Por su parte, los fibrocartílagos son sustancias muy resistentes y flexibles que aparecen cerca de las articulaciones, y forman una superficie protectora entre ligamentos, tendones y hueso. El caso más claro es el de los meniscos fibrocartilaginosos, los cuales ayudan a mejorar la unión de las superficies cartilaginosas hialinas del cóndilo femoral y del platillo tibial, absorbiendo diversos impactos a los que se ve sometida la articulación de la rodilla. La principal diferencia entre los fibrocartílagos y el cartílago hialino es que solo los primeros presentan suministro sanguíneo y nervioso. Debido a ello, la capacidad de autoreparación del cartílago hialino es limitada, ya que el suministro sanguíneo es escaso. Por ello, después de una lesión de cartílago la posibilidad de desarrollar artrosis es mayor, debido a su escasa capacidad de regeneración. Estas zonas se diferencian visualmente por tener un tono diferente. En el caso concreto de los meniscos, esta zona es la zona roja o porción externa (Figura 11). Figura 11. Representación de la zona roja (zona de suministro sanguíneo y nervioso) de un menisco. La principal diferencia entre los fibrocartílagos y el cartílago hialino es que solo los primeros presentan suministro sanguíneo y nervioso. Debido a ello, la capacidad de auto-reparación del cartílago hialino es limitada, ya que el suministro sanguíneo es escaso. Por ello, después de una lesión de cartílago la posibilidad de desarrollar artrosis es mayor, debido a su escasa capacidad de regeneración. Estas zonas se diferencian visualmente por tener un tono diferente. En el caso concreto de los meniscos, esta zona es la zona roja o porción externa (Figura 11). Las principales lesiones del cartílago suelen producirse como consecuencia de contusiones agudas o bien por fuerzas de cizallamiento. Por lo general, las contusiones 38 agudas ocasionan rupturas y las fuerzas de cizallamiento desgarros verticales y horizontales. Las lesiones de cartílago suelen tener una relación con las lesiones agudas de ligamentos. Tanto es así, que Bahr y Maehlum (2007) describen que entre el 5% y el 7% de pacientes muestran lesión cartilaginosa de más de 2 cm2 después de lesión aguda de ligamentos de rodilla. En concreto, estos autores reportan que el 20% de personas que sufren lesiones del LCA presentan también lesiones cartilaginosas localizadas. 3.4 Lesiones ligamentosas La función principal de los ligamentos es la de sostener y estabilizar de manera pasiva a la articulación. Están compuestos fundamentalmente de tejido colágeno, proteoglucano y otras células de tipo fibroblastos (productores de colágeno y elastina). Histológicamente, podemos encontrar un componente celular (fibroblastos y fibrocitos), la matriz extracelular (de componente fibrilar inmerso en componente amorfo o sustancia fundamental) y el plasma intersticial (Stevens, 1998; VanMow, 2005). La manera en la que están orientadas las fibras de colágeno puede ser paralela, oblicua o de espiral, dependiendo de la función de cada ligamento. Angulo y Dobao (2010) nos indican una disposición de las fibras de colágeno en los ligamentos dependiendo de la dirección de las fuerzas que tiene que soportar cada ligamento. Por este motivo, antes de producirse la lesión, las fibras de colágeno almacenan gran cantidad de energía antes de la deformación. Por su parte, las fibras elásticas o de elastinas, estas son mucho más finas que las de colágeno y se caracterizan fundamentalmente porque ceden ante mínimas fuerzas de tracción, llegando a estirarse hasta un 160% antes de su ruptura (Angulo y Dobao, 2010). Ante una deformación por tracción del ligamento se produce un reclutamiento de fibras ligamentosas progresiva, que evita la tensión en las fibras del tejido. La solicitación se mantiene progresiva, estando sólo algunas partes sometidas a estiramiento y presentando un aumento de tensión antes que otras. Este proceso permite pequeños desplazamientos de la articulación soportando una mínima tensión que, en ocasiones, da lugar a un incremento de la resistencia ligamentosa debido al aumento de deformación cuando se sobrepasa el límite articular (Bigliani, 1992; Nordin y Frankel, 2004; Ivancic et al., 2008). Si la tensión máxima soportada se mantiene podría producirse la ruptura total del ligamento (Figura 12). Una vez que desaparezca la fuerza de tracción y por 39 tanto la tensión mantenida, el ligamento vuelve a su tensión y longitud inicial. Es en este momento cuando aparece el fenómeno de histéresis (Solomonow, 2009), entendido como el retardo en la recuperación de una posición previa tras una tracción. Figura 12. Ruptura del ligamento glenohumeral inferior. En este proceso, el tiempo al que haya estado sometido el ligamento a la fuerza de tracción es fundamental para que vuelva a su estado inicial y la deformación producida se restituya (Oatis, 2003). El fenómeno de histéresis aparece gracias a la propiedad viscoelástica del ligamento, la cual origina una pérdida de energía debido a la deformación (Figura 13). En definitiva, a mayor duración de la fuerza soportada mayor será la probabilidad de deformidad del ligamento. Figura 13. Representación del área de pérdida de energía debida a la deformación mantenida en el ligamento. A la hora de clasificar estas lesiones ligamentosas suele hacerse una división por grados que dependerá de la localización del dolor, la existencia de edema e inflamación, soporte de cargas o la propia inestabilidad de la articulación. 40 En primer lugar, la lesión de ligamento grado I, es aquella que se caracteriza por no existir demasiada inflamación y dolor moderado, con edema inexistente o leve y local, acompañándose de una movilidad casi normal sin inestabilidad. En segundo lugar, la lesión de ligamento grado II, donde aparece un gran dolor e inflamación, con pérdida importante de la movilidad e inestabilidad, y dificultad para soportar cargas. Finalmente, la lesión de ligamento grado III, la cual es extremadamente dolorosa, acompañada de gran inflamación y hematoma intenso y difuso, con pérdida total de la movilidad e imposibilidad de soportar carga sin dolor. Una vez analizadas las lesiones físico-deportivas desde un prisma genérico, la literatura refleja el peso que tienen, en concreto, las lesiones en los MMII, cuyo porcentaje respecto al resto de lesiones es sensiblemente superior (Garrido-Chamorro et al., 2009; Renee et al., 2009; Wong y Hong, 2005). Por ello, el siguiente capítulo abordará un análisis más profundo de las lesiones en los MMII. 41 PRINCIPALES LESIONES EN EL MIEMBRO INFERIOR 48 Figura 16. Mecanismos de lesiones de rodilla. Aunque la fase de swing y la de frenado en cualquier gesto deportivo están relacionadas con el incremento del riesgo de lesión de rodilla en situaciones de no contacto, los autores coinciden en destacar los aterrizajes tras un salto y los cambios de dirección como las dos situaciones con mayor relación con lesiones de rodilla (Kristiansslund y Krosshaug, 2013), siendo el momento de impacto contra el suelo el más determinante (Steinacker et al., 2001). Durante los aterrizajes y cambios de dirección, el LCA juega un papel crucial en el desarrollo de la lesión, pues funciona como elemento de frenado, impidiendo la traslación tibial y soportando un gran estrés dentro de la articulación. Técnicamente, estos mecanismos de lesión pueden ser descritos a través de factores cinemáticos, cinéticos y de electromiografía (EMG). Zebis et al. (2008) mostraban la importancia de las ground reaction forces o fuerzas de reacción contra el suelo (GRF) asociadas a la estabilidad de la rodilla y, por tanto, su relación cinética con las lesiones en esta articulación. Por su parte, Pollard et al. (2010) incluían la extensión de rodilla como elemento cinemático critico en el desencadenamiento de lesión del LCA. Finalmente, Andersson (2012) focalizaba los factores EMG como mecanismo clave en la predicción de lesiones de la rodilla. 49 5.1 Aterrizajes El aterrizaje tras un salto representa uno de los gestos deportivos que con mayor frecuencia desencadena lesiones de rodilla. Normalmente, las personas que realizan actividad física realizan un número elevado de aterrizajes caracterizados fundamentalmente por ser una acción monopodal compleja. Autores como Wheinhandl et al. (2010) relacionan los aterrizajes monopodales con una incidencia mayor que los bipodales, atribuyéndoles diferencias significativas en la cinética y cinemática del gesto. En el gesto técnico del aterrizaje, la estrategia biomecánica propia de cada sujeto hará que el estrés soportado por la articulación sea mayor o menor en función de la capacidad de amortiguación de la estructura articular. De este modo, el contacto inicial y el momento de máxima flexión de la rodilla han sido expresados como los momentos de mayor riesgo lesivo (Bencke y Zebis, 2011; Hewett et al., 2005). Sin embargo, y a pesar de la relevancia demostrada por los aterrizajes monopodales en cuanto al incremento del riesgo de lesión de la articulación de la rodilla y el tobillo, existen distintas formas de evaluación de estos aterrizajes, no existiendo un consenso al respecto. Autores como Heweet et al. (1996), Cowleen y Steele (2001), Chappel et al. (2002) y Yu et al (2005) presentaron datos referidos a cinemática y cinética en alturas alcanzadas previo a un salto máximo y caída monopodal. Una metodología similar fue empleada por autores como Ferdinand, Beilby, Law y Tomlinson (2008) y Cross (2013) estudiaron aterrizajes de deportes específicos como el netball. Sin embargo, Swartz et al. (2005) evaluaron el aterrizaje desde el 50% de la altura máxima de un salto, mientras que otros autores han utilizado protocolos de aterrizaje con alturas específicas desde 60 cm (Decker et al., 2007; Kernozek et al., 2007), hasta los 30 cm (Ford et al., 2003; Fong et al., 2009; Kristianslund y Krosshaug, 2013). Independientemente de la metodología utilizada, lo que parece lógico es estandarizar la altura del salto y su posterior aterrizaje monopodal, pues será determinante en el propio mecanismo de lesión (Fagenbaum y Darling, 2003; Ford et al., 2003; Kernozek et al., 2005; Zazulak et al., 2005). Además, parece acertado indicar cuáles son las variables que inciden en un mayor riesgo de lesión de rodilla entre las que destacarían la activación muscular, abducción de rodilla, rotación interna, aumento del pico de fuerza y el grado de extensión de la rodilla en momentos de aterrizaje (Chapell et al., 2002; Ford et al., 2005; Hewett et al., 2006; Pappas et al., 2007; Pollard et al., 2010; 50 Yamazaky y Muneta, 2010), Todos estos factores se acrecientan al analizar aterrizajes monopodales (van der Harst et al., 2007). 5.2 Cambios de dirección Los cambios de dirección también han sido analizados en relación con las lesiones de rodilla (Kristiansslund y Krosshaug, 2013). Como se indicó previamente, las actividades físicas con alto componente dinámico conllevan un mayor índice de lesión de rodilla (Garrido-Chamorro et al., 2009). Sin embargo, Torry et al. (2011) señalan que existe gran dificultad en cuanto a la evaluación en vivo de los múltiples contactos entre deportista y el suelo, determinándose una relación estrecha entre las rotaciones y las traslaciones tibiales en los aterrizajes y cambios de dirección con un aumento claro del riesgo de lesión de rodilla. Sin embargo, a pesar de estos indicios, son escasos los estudios que han analizado el comportamiento de la articulación de la rodilla en cambios de dirección. Dempsey et al. (2007) desarrollaron un estudio en el que se evaluaban nueve tareas impuestas de cambios de dirección (esquive de un obstáculo). Analizaron la flexión y el valgo de rodilla, flexión lateral y rotación del tronco y GRF´s. Estos autores contemplaron la posibilidad de un incremento del riesgo de lesión de rodilla debido a las cargas soportadas por la articulación, y que la cinemática descrita por cada deportista va a atenuar dichas cargas en función de la flexión de rodilla y la carga ejercida en el momento de valgo. Por su parte, Cochrane et al. (2010) llevaron a cabo un estudio donde valoraban la estabilidad de la rodilla de deportistas en tres situaciones distintas: al pasar a trote sobre una plataforma de fuerza en línea recta, en cambios de dirección esquivando un punto a 30º y 60º respecto a la vertical y cambiando la dirección cruzándose a 60º. Una semana antes de implantar un programa de entrenamiento preventivo, se midieron los momentos de fuerza, GRF, valgo, varo y flexión de rodilla en el momento de esquivar. Los investigadores hallaron una reducción del momento de fuerza y de la extensión de rodilla en los cambios de dirección, lo que relacionaron con una disminución del riesgo de lesión. Autores como Stoffel et al. (2010) estudiaron cómo se comportaba la articulación de la rodilla en situaciones de cambio de dirección, concretamente, esquivando un punto a 51 45º y comparándolo con el paso sobre una plataforma de fuerza en carrera en línea recta a una velocidad constante (5,5 ± 0.5 m/s) controlada por células fotoeléctricas. Se comparó la ejecución del test con y sin vendaje funcional tanto en rodilla como en tobillo. En la rodilla, los resultados mostraron que con el vendaje se reducía el pico de fuerza en rotación interna y en varo. Sin embargo, los autores concluían que las lesiones en el LCA podrían producirse por el aumento del impulso en valgo en el momento de cambio de dirección en situaciones de esquivar que se realicen con el robillo vendando. También Beaulieu, Lamontagne y Xu (2008) llevaron a cabo un estudio donde medían variables cinemáticas y EMG en la rodilla (vasto lateral, vasto medial, recto femoral, bíceps femoral, semitendinoso, gastrocnemio lateral, gastrocnemio medial y tibial anterior) en situaciones de cambios de dirección. Es esta ocasión, las pruebas eran: carrera en línea recta, esquivar un obstáculo con un ángulo de 45º y una parada de la carrera encima de la plataforma de fuerza. La velocidad de carrera con la que los sujetos llegaban hasta la plataforma de fuerza fue controlada por células fotoeléctricas, siendo válida cuando mostraba valores entre 4 y 5 m/s (± 0.5 m/s). Como resultado principal, los autores mostraron que las mujeres adoptaban unas estrategias diferentes de reclutamiento de la unidad motora, con una frecuencia EMG menor en la parte lateral isquiotibial. También las mujeres manifestaron una tensión mayor en el LCA en el GRF pico. Estas diferencias pueden contribuir al establecimiento de las posibles diferencias entre género en las tasas de lesión del LCA. Finalmente, autores como Hanson et al. (2008) también investigaron la activación EMG del recto femoral, vasto lateral, zona media de semimembranoso y semitendinoso, bíceps femoral, glúteo mediano y glúteo mayor, junto con las VGRF en cambios abiertos hacia 60°. Los autores determinaron que las mujeres reflejaban una mayor actividad EMG en el vasto lateral y un ratio de coactivación mayor que los hombres. Esta activación de la musculatura anterior se relacionó con un incremento del riesgo de lesión del LCA en mujeres. Una vez analizados los mecanismos desencadenantes de las lesiones de rodilla, se hace evidente la necesidad de evaluar cuáles son los factores asociados al incremento de ese riesgo, lo que nos permitirá adelantarnos al evento lesivo, o al menos, reducir la probabilidad de que se desarrolle. Por ello, en el siguiente capítulo se abordarán los factores de riesgo y se analizarán las posibles variables que podrían predisponen a la lesión. 52 FACTORES DE RIESGO QUE PODRÍAN PREDISPONER A LA LESIÓN DE RODILLA: ANÁLISIS DE LAS VARIABLES CINÉTICAS, CINEMÁTICAS Y ELECTROMIOGRÁFICAS 53 6. FACTORES DE RIESGO QUE PODRÍAN PREDISPONER A LA LESIÓN DE RODILLA: ANÁLISIS DE LAS VARIABLES CINÉTICAS, CINEMÁTICAS Y ELECTROMIOGRÁFICAS. Como se ha mencionado en el apartado anterior, los factores que predisponen a la aparición de cualquier lesión son diversos y estarían condicionados por componentes tanto internos como externos. Si se profundiza en el análisis de los factores de riesgo que predisponen a una lesión sin contacto en los MMII pueden observarse diversas clasificaciones a la hora de diferenciar los factores extrínsecos y factores intrínsecos que condicionan el proceso lesivo. Se resumen a continuación (Figura 17), los más comunes: 54 Figura 17. Factores que predisponen al desarrollo de una lesión de los MMII. Entre todos ellos, Griffin et al. (2006) y Renstrom et al. (2008) llevaron a cabo una clasificación más concreta de las causas de lesión de rodilla. Estos autores relacionaron el mecanismo lesional con los siguientes factores: FACTORES INTRÍNSECOS CUALIDADES FÍSICAS Nivel de fuerza, ADM, laxitud articular, control neuromuscular NIVEL DE ENTRENAMIENTO Fatiga, SSE, alteraciones propioceptivas, extensibilidad, habilidades psicológicas CARACTERÍSTICAS DEL DEPORTISTA Edad, género, composición corporal, predisposición genética, factores hormonales, etnia, inexperiencia FACTORES MORFOLÓGICOS Alteración postural, desalineación de extremidad o segmento, grosor de estructuras (ligamentos, tendón...) EXTRÍNSECOS EQUIPAMIENTO calzado, protecciones CLIMATOLOGÍA SUPERFICIE DE CONTACTO dura, blanda, desniveles, material Nº HORAS DE PRÁCTICA 55 - Factores ambientales: superficie de práctica, equipamiento de protección, meteorología y calzado deportivo. - Factores anatómicos: alineación de la extremidad inferior, laxitud articular, fuerza muscular, surco intercondíleo y tamaño del LCA. - Factores hormonales: efecto de los estrógenos sobre las propiedades del LCA y momento del ciclo menstrual (fase preovulatoria). - Factores biomecánicos: alteración del control neuromuscular que influye en los patrones de movimiento y en las cargas. - Otros factores: fatiga como aumento de posibilidad lesiva sin contacto. Por su parte, autores como Meeuwisse (1994) y McIntochs (2005), Bahr y Krosshaug (2005) y Romero y Tous (2010) también han intentado explicar los mecanismos de lesión en el deporte a través de diversos modelos. En definitiva, uno de los principales objetivos de estos autores ha sido crear, de manera gráfica, un esquema de la realidad vivida por la por el deportista en relación a la posibilidad inherente a la propia práctica de sufrir una lesión. En la Figura 18, se representa un modelo explicativo basado en las aportaciones de estos autores y que pretende orientar al lector sobre cómo multitud de factores interaccionan entre sí y pueden predisponer al deportista a sufrir una lesión. Atendiendo a estos factores los mecanismos desarrollados durante el gesto técnico condicionan definitivamente la aparición de la lesión. 56 Figura 18. Modelo propio del desencadenamiento de lesiones en el deporte. FACTORES INTRÍNSECOS Cualidades físicas (nivel de fuerza, neuromuscular…) Nivel de entrenamiento (fatiga, SSE, habilidades psicológicas…) Características del deportista (edad, género, composición corporal, factores hormonales…) Factores morfológicos alteraciones posturales, desalineaciones….) FACTORES EXTRÍNSECOS Equipamiento (calzado, protecciones…) Climatología (lluvia, viento, nieve…) Nº de horas de práctica (clasificación a otras competiciones…) Superficie de contacto (desniveles, dureza…) PREDISPONEN AL DEPORTISTA AUTOPERCEPCIÓN DEL DEPORTISTA MANIFESTACIÓN Y RESPUESTA DEL DEPORTISTA ACCIÓN DESENCADENANTE (ACTO MOTOR) Gesto técnico y biomecánica del movimiento Situación de la práctica Relación situacional con otros deportistas (compañeros, oponentes) LESIÓN PORCENTAJE RIESGO DE SUFRIR UNA LESIÓN MECANISMO DE LESIÓN 57 En el modelo mostrado en la Figura 18 se refleja la relación entre los factores internos, externos, su influencia sobre la posibilidad de desarrollar una lesión por parte del deportista y su autopercepción sobre las acciones motrices desencadenantes de esta lesión. Durante estas acciones se producen los mecanismos de lesión más importantes y, dependiendo de la interacción entre los diferentes factores de riesgo, predisposición y autopercepción del deportista, su respuesta motriz y los mecanismos lesivos, tendrá como resultado el incremento del riesgo de lesión. Desde hace más de tres décadas, son muchas las investigaciones que han intentado examinar el riesgo potencial de lesiones de rodilla. A pesar de que el mecanismo desencadenante de una lesión es un proceso multifactorial y dependiente tanto de factores intrínsecos como extrínsecos, cabe destacar los factores de riesgo anatómicos, biomecánicos y neuromusculares durante aterrizajes y cambios de dirección como los más determinantes (Shultz etl al., 2010). Según el estado de la literatura en la actualidad, los factores cinéticos, cinemáticos y EMG son los más relacionados con la aparición de una lesión. Por este motivo, se presentan a continuación agrupados los factores de riesgo más intensamente relacionados con la lesión de rodilla desde el punto de vista intrínseco en sujetos que realizan actividad físico-deportiva. 6.1 Factores cinéticos Los factores cinéticos suponen otros elementos trascendentales a la hora de determinar el riesgo de lesión. Si nos remitimos a la tercera Ley de Newton, la fuerza de reacción contra el suelo o GRF es definida como la fuerza vertical total ejercida por la superficie de contacto sobre un sujeto cuando éste realiza cualquier tipo de apoyo (Figura 19). 64 La EMG recogida al respecto era evaluada en un gesto de contracción máxima y explosiva (RFD) de no más de un segundo de duración para cada grupo muscular, con indicaciones verbales por parte de los investigadores de hacerlo lo más fuerte y rápido posible. En la siguiente figura (Figura 22) se ejemplifica la activación del vasto medial, vasto lateral y recto femoral y, al mismo tiempo, se describe la evolución de la fuerza producida en Newtons durante una extensión de rodilla. De esta manera, si nos detenemos en los primeros instantes del movimiento, en la mayoría de los músculos se produce la mayor activación, por lo que resulta interesante analizar cómo evoluciona la actividad EMG respecto a la producción de fuerza en los primeros 200 ms de la actividad para poder establecer una referencia en el análisis posterior del ratio H/Q. Figura 22. Ejemplo de activación EMG del cuádriceps y fuerza registrada en una extensión de rodilla durante los primeros 200 ms. Tomado de Hannah et al. (2014). De nuevo en este caso es posible encontrar diferencias significativas entre hombres y mujeres en cuanto a la activación muscular durante cambios de dirección y aterrizajes tras un salto. Diversos autores han reflejado una mayor activación del cuádriceps 65 respecto a una menor activación isquiotibial en mujeres (Malizak et al., 2001; Chapell, Guiuliani y Garrett, 2007; Nagano, Ida, Akai y Fukubayashi, 2007; Hanson, Padua, Blackburn, Prentice y Hirth (2008). Esta tendencia ha sido descrita en la literatura como factor de riesgo en el género femenino (Ebben et al., 2010). A pesar de que estas diferencias entre género han sido evidenciadas en la literatura, el ratio H/Q respecto a los primeros 200 ms de activación es relativamente nuevo, por lo que las aportaciones en cuanto a las diferencias entre género evaluadas con este ratio son inexistentes bajo nuestro conocimiento. Por otro lado, la edad ha sido descrita como un factor diferenciador en el desencadenamiento de lesiones de rodilla. De esta manera, Ahmad et al. (2006) hallaron diferencias en la actividad EMG dependiendo de la edad de los sujetos, relacionándolos además con el ciclo menstrual de las participantes. El enlace de unión entre la maduración y la lesión de rodilla podría ser, como así sugieren algunos autores, la laxitud ligamentosa (Flynn, Mackenzie, Kolstad, Sandifer, Jawad, Galinat, 2000; Charlton, Coslett-Charlton y Ciccotti, 2001; Ahmad et al., 2006). Bajo esta perspectiva, los autores encontraron que las estructuras ligamentosas eran más laxas en periodos prepuberales y, cuando se conseguía este estado, disminuía dicha laxitud. A pesar de encontrar factores de riesgo que predisponen a la articulación de la rodilla a sufrir una determinada lesión, diversos autores han intentado aminorar este riesgo de sufrir una lesión mediante distintas estrategias preventivas. Desde la vertiente de la ingienería, Borotikar (2009) recientemente diseñó un modelo computacional donde se predecía el límite soportado por la rodilla evaluado previamente sobre estructuras de cadáveres, y que posteriormente analizaba las variables cinéticas y cinemáticas del deportista sobre ese modelaje. Este proceso, según el propio autor, resulta demasiado complejo a la vez que costoso. Otras vías que parecen reducir la probabilidad de desarrollar una lesión de rodilla es la descrita a través de programas de intervención sobre los MMII. La literatura ha reflejado que el ejercicio físico es un medio capaz de modular los parámetros cinéticos, cinemáticos y EMG pudiendo así disminuir los procesos lesivos. En el siguiente apartado se tratarán las estrategias para la prevención de lesiones en el miembro inferior y, concretamente, en la rodilla que más trascendencia están teniendo en los últimos años. 66 ESTRATEGIAS PARA LA PREVENCIÓN DE LESIONES EN EL MIEMBRO INFERIOR 67 7. ESTRATEGIAS PARA LA PREVENCIÓN DE LESIONES EN EL MIEMBRO INFERIOR En epígrafes anteriores ha quedado patente que los factores y mecanismos que están relacionados con los procesos lesivos y que por tanto podrían desencadenar una lesión son diversos y suelen aparecer de manera combinada. En este sentido, establecer un único programa que pueda mitigar todos estos factores se antoja complicado. Actualmente en la literatura pueden encontrarse programas de prevención de lesiones que han reportado disminuciones del riesgo de lesión de rodilla. Dichos programas asiduamente se han centrado en reducir valores en determinadas variables relacionadas con el desencadenamiento de lesiones, aunque de manera aislada. Independientemente de la manera en la que se presentan estos programas, la reducción en el riesgo de lesión y el ahorro del coste económico asociado a ella han sido demostrados (Olmsted, Vela, Denegar y Hertel, 2004; Mohammadi, 2007). A modo de introducción es importante indicar que actualmente, el Departamento de Salud y Servicios Humanos de Estados Unidos (USDHHS) ha establecido como uno de sus objetivos principales en su plan estratégico que cubre hasta 2020 “lograr una mejora de la calidad de vida, libre de enfermedades prevenibles, discapacidades, lesiones y muerte prematura” (USDHHS, 2012). Parece clarificador cómo desde los organismos públicos aboguen por la creación de un marco que ampare la prevención de lesiones como una de sus líneas estratégicas. De hecho, en España, según la Ley Orgánica 3/2013 de 20 de Junio, de protección de la salud del deportista y lucha contra el dopaje en la actividad deportiva, es “competencia estatal establecer las medidas oportunas para prevenir lesiones asociadas a la práctica deportiva”. Por este motivo, la prevención de lesiones puede considerarse una meta importante de salud pública y que debería, desde el ámbito de la investigación, dar respuesta a los principales interrogantes que condicionan la práctica de los organismos implicados. Ya hace unos años, autores como Shultz et al. (2010) recomendaban adoptar un enfoque saludable en las políticas generales de los países, donde se invirtiera en metodología de la investigación y programas de entrenamiento preventivo diseñados para reducir la incidencia de lesiones de rodilla. Estas medidas políticas llevan consigo un estudio económico que avala la necesidad imperativa de implantar mediadas saludables de prevención de lesiones. 68 Los programas preventivos desarrollados hasta el momento han demostrado tener un efecto muy positivo para paliar los costes tanto directos como indirectos asociados a las lesiones. Autores como Verhagen, Van Tulder, Van der Beek, Bouter y van Mechelen (2005) analizaron las lesiones en los MMII que se producían en los equipos pertenecientes a la segunda y tercera división holandesa de voleibol a lo largo de una temporada. La intervención consistía en un entrenamiento propioceptivo de 14 ejercicios durante el calentamiento en un grupo experimental. Por su parte, el grupo control llevaba a cabo su rutina normal de calentamiento. Justificaron que los costes asociados a las lesiones en los MMII eran significativamente menores en el grupo que entrenó respecto a los costes relativos al grupo control. Los autores determinaron que el programa preventivo reducía el riesgo de lesiones mediante la mejora del equilibrio y las asimetrías entre los miembros, lo que se relacionaba directamente con un ahorro económico por cada jugador lesionado. Otros autores como Hupperets et al. (2010) llevaron a cabo un programa preventivo de 8 semanas de entrenamiento propioceptivo sobre los MMII en personas que practicaban actividad física (semiprofesionales y amateur) de edad comprendida entre los 12 y los 70 años. La muestra se dividió en un grupo experimental que desarrolló el un entrenamiento preventivo, y otro control que no entrenaba. El seguimiento duró un año y tuvo como principal resultado, por un lado, una reducción de los esguinces de tobillo y molestias en la rodilla y, por otro, un ahorro potencial anual de 35,88 millones de euros en Holanda a causa de la implantación de programas preventivos de lesiones de rodilla y tobillo. Además del análisis económico, de manera más profunda la literatura ha mostrado numerosos trabajos de investigación donde se pone de manifiesto el papel preventivo del ejercicio físico. Junge et al. (2002) muestran datos sorprendentes en relación a la prevención de lesiones donde a través de programas preventivos se consiguió disminuir el riesgo de lesión en los MMII un 75% frente a sujetos que no realizan este tipo de trabajo específico. Autores como Fort et al. (2008) coinciden en que programas específicos de prevención de lesiones reducen la presencia o intensidad del dolor de rodilla y de tobillo, indistintamente del sexo. En este sentido, Vicente-Rodríguez et al. (2008) reconocen que la estabilidad articular depende directamente de sus ligamentos, y estos pueden ser “entrenados” (a través de programas de ejercicio preventivo) para que la articulación sea más estable. Sin embargo, y a pesar de que existe evidencia sobre la 69 reducción en el riesgo de lesión de rodilla a través del ejercicio, los programas de actividad física propuestos hasta la fecha son muy heterogéneos y con resultados dispares. De hecho, en muchas ocasiones es difícil diferenciar el componente que se está trabajando en determinados ejercicios y resulta clave establecer una clasificación al respecto. A continuación se describe la tipología de los principales programas de entrenamiento que se han utilizado en la reducción de los factores de riesgo asociados a las lesiones de rodilla. 7.1 Programas basados en el entrenamiento de la fuerza A nivel articular, el principal elemento de fijación para favorecer la estabilización y, como consecuencia, poder evitar lesiones, son los músculos adyacentes a la misma (Larsson et al., 1996; Parkkari et al., 2001; Thacker et al., 2003; Solla y Martínez, 2011). Será fundamental el trabajo de fortalecimiento de esta musculatura para evitar desequilibrios entre las diferentes estructuras corporales que permitan realizar gestos específicos con mayor estabilidad (Casáis, 2008; Solla y Martínez, 2011). Los niveles bajos de fuerza en la musculatura anterior y posterior del muslo durante acciones deportivas se han relacionado con el aumento de la probabilidad de sufrir una lesión deportiva en los MMII (Romero y Tous, 2011). Incluso se ha establecido que una relación de fuerza entre la musculatura isquiotibial y del cuádriceps por debajo del 60% durante ejercicios isocinéticos predispone a sufrir una lesión del LCA (Hewett et al., 2005). Por tanto, el fortalecimiento de esta musculatura se relacionará directamente con la prevención de lesiones y diversos investigadores como Chirosa, Chirosa y Padial (2000) afirman que el entrenamiento que integra cargas físicas aplicadas durante gestos técnicos específicos del deporte es mucho más eficiente que el entrenamiento de fuerza tradicional aislado. Estos autores, en su estudio con jugadores de balonmano, ofrecen resultados donde mejoró la fuerza en todas sus manifestaciones en el tren inferior. El entrenamiento se basaba en trabajo de fuerza concéntrica (70% 1RM) combinando rápidamente con lanzamiento en suspensión. Posteriormente, estos mismos autores (Chirosa et al., 2002) llevaron a cabo un programa 3 veces por semana, durante 8 semanas y sugirieron que el entrenamiento de contraste de fuerza con cargas (70% de 70 1RM) y multi-saltos mejoraba significativamente la fuerza dinámica, independientemente del método elegido (ej. combinar las cargas en la misma serie vs combinar las cargas en la misma sesión). Recientemente autores como Tagesson et al. (2008) estudiaron los beneficios de los programas de fortalecimiento del cuádriceps como mecanismo de mejora en lesiones del LCA. En su trabajo, los autores compararon ejercicios de cadena cinética abierta (CCA) con ejercicios de cadena cinética cerrada (CCC). El estudio se llevó a cabo en 42 sujetos que habían sufrido anteriormente una lesión en el LCA. El grupo de CCA llevó a cabo extensiones de rodilla desde posición de sentado, y el grupo CCC ejercicios de sentadillas. Las cargas se dividieron en dos fases, comenzando en la primera con cargas de entre el 50-60% 1RM, y continuando en una segunda fase con cargas de entre 70- 80% 1RM. La frecuencia del entrenamiento era de 3 veces por semana, con 3 series por ejercicio y 10 repeticiones cada una durante tres meses. En sus resultados, los autores reflejaron que el grupo de CCC obtuvo mejoras significativas en el fortalecimiento del cuádriceps respecto al grupo de CCA, aunque no hubo diferencias entre grupos en el fortalecimiento de la musculatura posterior del muslo, por lo que tanto el grupo de CCC como el de CCA manifestaron mejoras en el fortalecimiento de la musculatura posterior. Por su parte, Coppack et al. (2011) llevaron a cabo un programa de entrenamiento de la fuerza y de estiramientos sobre un grupo de 1502 militares y estudiaron el efecto del ejercicio físico sobre la aparición de problemas femoro-patelares. El programa tuvo una duración de 14 semanas, con 3 sesiones por semana. Los ejercicios de fuerza consistían en: ejercicios isométricos en abducción de cadera ejerciendo presión de manera lateral contra una pared, flexiones de cadera y rodilla con un pie retrasado respecto al otro, ejercicios de gemelo mediante bajada desde step y media sentadilla con un solo pie. Las repeticiones se fueron incrementando progresivamente cada 2-3 semanas, comenzando por 3 series y 10 repeticiones en la semana 1-3, siendo de 3 series y 15 repeticiones en la semana 10-12 y finalmente 3 series y 20 repeticiones en las semanas 13 y 14. Los resultados reflejaron una reducción significativa del dolor femoro-patelar después del programa de entrenamiento en los sujetos que desarrollaron el programa de entrenamiento. Esta disminución del dolor podría relacionarse según los autores con un incremento de la activación EMG de la musculatura anterior y posterior del muslo, la 71 cual sirve como elemento protector de la articulación y hace que se absorba mejor el impacto con el suelo. Por otra parte, el objetivo fundamental de los programas preventivos debe ser evitar posibles problemas en la articulación mediante la réplica de los mecanismos lesivos disminuyendo el riesgo de lesión, por un lado, y evitando recidivas, por otro. En párrafos anteriores la tensión excéntrica fue indicada como parte principal en los mecanismos desencadenantes de lesiones. Dentro del entrenamiento de la fuerza es de especial interés hacer mención precisamente al entrenamiento donde se priorice la fase excéntrica. Autores como Petersen, Thorborg, Nielsen, Budtz-Jorgensen y Homich (2011) manifestaron que los ejercicios excéntricos disminuían entre el 70% y el 85% de las lesiones en los MMII. La mayoría de las acciones deportivas llevan consigo un componente excéntrico, por lo que este tipo de entrenamiento debe preparar al deportista para esos momentos en los que se requiera la acción excéntrica, bajo parámetros de seguridad y eficiencia mecánica. Ya en los 90, Inglemark (1990) afirmó que mediante este tipo de trabajo se produce un aumento transversal del tendón. En la actualidad, el análisis de este tipo de metodología ha permitido confirmar que el trabajo excéntrico cambia las propiedades del tendón, haciéndolo más largo y resistente a las lesiones, consiguiendo a su vez una orientación paralela a las líneas de fuerza de tensión (Cook, Khan, Harcourt, Grant, Young y Bonar, 1997). Este tipo de acciones necesarias para contrarrestar a la acción concéntrica hace que la musculatura se alargue por la acción de factores externos y se caracterizan por un menor coste metabólico; sin embargo, de no ser controlada, la acción excéntrica eleva el riesgo de lesión, sobre todo a velocidades altas (Kuling et al., 2001). Entre los antecedentes concretos de programas de entrenamiento excéntrico, Leger y Milner (2001) evaluaron la actividad EMG de diez sujetos durante 11 días una vez antes y cuatro veces después de una serie de ejercicios excéntricos vigorosos en los extensores de muñeca. Las pruebas analizadas como indicadores de lesión muscular fueron: a) MVC de los extensores de muñeca, b) rango de movimiento y c) dolor. A través de un sistema de poleas, los sujetos utilizaban los extensores de muñeca para soportar el peso. Antes de empezar, completaban un trabajo de extensión de muñeca con acción concéntrica-excéntrica con una resistencia de 4.5, 3.4 y 2.3 Kg. Las repeticiones continuaron hasta el límite de peso que los sujetos eran capaces de movilizar, configurando el peso inmediatamente anterior como el máximo de cada sujeto, y con el 72 cual tenían que realizar 3 repeticiones. Después, sólo se realizaron ejercicios excéntricos, bajando la resistencia progresivamente hasta 2.3 Kg, hasta que no eran capaces de bajar de manera controlada el peso. En este punto, el peso se sustituyó por el inmediatamente anterior. La frecuencia aproximada de intervención total fue de 150 repeticiones durante un tiempo de 25-30 minutos. Los autores hallaron que el ejercicio excéntrico tenía un efecto positivo sobre el control del movimiento de la articulación de la muñeca, sobre todo, en el instante en el que el momento de fuerza en la muñeca es mayor. Además, los extensores de codo mostraron una mayor coactivación después del trabajo excéntrico. En la misma línea, autores como Saavedra et al. (2004) analizaron a 20 sujetos con esguince grado I-II de tobillo, quienes fueron distribuidos en dos grupos de entrenamiento, en máquina isocinética el primero y trabajo excéntrico el segundo. Ambos grupos desarrollaron el programa de actividad física durante 8 semanas de duración, 3 sesiones por semana, con una duración aproximada de cada sesión de 40 minutos. El grupo isocinético realizó el entrenamiento a velocidades angulares de 60º, 90º y 120º (3 series y 5 repeticiones, con 10 segundos de descanso entre serie y serie y 60 segundos de descanso para el cambio de cada velocidad). Las repeticiones se iban incrementando a medida que transcurrían las semanas de entrenamiento, hasta un total de 10. El grupo excéntrico realizó el entrenamiento al 60% del peso máximo de la prueba, con una frecuencia de 3 series y 10 repeticiones. Ambos métodos resultaron ser positivos para el tratamiento del esguince de tobillo, consiguiéndose un aumento en la flexión plantar y en la eversión a todas las velocidades estudiadas, aunque el entrenamiento excéntrico mostró valores mayores en fortalecimiento muscular. Por su parte, Askling et al. (2003) analizaron cómo un entrenamiento de fuerza con sobrecarga excéntrica influía sobre la incidencia de lesiones en la musuclatura posterior del muslo. El estudio se llevó a cabo sobre 30 futbolistas de un mismo equipo de la primera división del fútbol suizo. Se dividieron en 2 grupos, donde a uno de ellos se les añadió 1 o 2 veces por semana un entrenamiento específico de fuerza con sobrecarga excéntrica dirigido a los isquiotibiales durante 10 semanas. La fuerza isocinética máxima y la velocidad máxima de carrera fueron evaluadas antes y después del programa de entrenamiento. Durante los 10 meses posteriores al programa se contabilizaron 10 lesiones musculares en el grupo control y tan solo 3 en el experimental, además de un incremento significativo de la fuerza en en los isquiotibiales y la velocidad en el grupo experimental. 73 Kilgallon, Donelly y Shafat (2007) estudiaron la influencia de distintos programas de entrenamiento de la fuerza sobre el riesgo de sufrir una lesión. Para ello, 30 sujetos fueron divididos en 3 grupos. El primero de ellos llevó a cabo un entrenamiento de contracción concéntrica, otro grupo se centró en el componente excéntrico, y el tercero actuó como grupo control que no entrenaba. El entrenamiento consistió en 7 sesiones durante 3 semanas, con 3 series de 8 repeticiones a 1RM y 3 minutos de descanso entre repeticiones. Los ejercicios fueron curl en máquina tumbado y peso muerto. Se evaluó el momento de fuerza durante 7 ángulos diferentes comprendidos entre 20º y 80º en tendido prono. Después del programa de entrenamiento, tanto el grupo concéntrico como el excéntrico obtuvieron un momento de fuerza mayor en ángulos más alejados de la extensión total de la rodilla, siendo este cambio más duradero en el grupo excéntrico, relacionándose con una disminución del riesgo de lesiones de los MMII a través de una mejor co-activación de la musculatura anterior y posterior del muslo. Autores como Paschalis et al. (2011) han analizado cómo influía el ejercicio excéntrico aislado en relación con el ejercicio concéntrico aislado en la fisiología muscular y sobre biomarcadores sanguíneos. En su estudio, 22 mujeres fueron distribuidas en dos grupos (excéntrico y concéntrico) que realizaban una sesión semanal (durante 8 semanas) dirigida a los extensores de rodilla. En sus resultados hallaron, junto a una mejora a nivel bioquímico (perfil lipídico, gasto energético en reposo y resistencia a la insulina), una disminución del momento de fuerza pico en el grupo de trabajo excéntrico. Concluyen los autores que la incorporación del entrenamiento excéntrico a las sesiones de entrenamiento, aún en proporciones pequeñas respecto al resto de la densidad total de entrenamiento, contribuye positivamente a mejorar la co-activación de la musculatura del muslo posiblemente debido al incremento del reclutamiento de fibras musculares relacionado con una mejora en movimientos lentos y rápidos. aspectos saludables. Recientemente, de Hoyo et al. (2014) han reflejado los efectos de un entrenamiento con sobrecarga excéntrica empleando tecnología isoinercial YoYo en media sentadilla sobre los cambios de dirección abiertos y cerrados. El estudio se llevó a cabo sobre 20 futbolistas donde en un primer protocolo de ejercicio solo hicieron un calentamiento en bicicleta estática justo antes de realizar los cambios de dirección. A las 72-96 horas volvieron a realizar el mismo calentamiento y seguidamente ejercicios de media sentadilla con maquinaria YoYo. El entrenamiento de carga excéntrica consistió en 4 series de 6 acciones máximas de media sentadilla con YoYo, con un descanso de 2 80 al salto mayor que los hombres. También obtuvieron, aunque no de manera significativa, una aceleración mayor en el eje ML que los hombres. El estudio concluyó con la necesidad de crear un trabajo preventivo en lesiones de rodilla a través de programas de entrenamiento neuromuscular basados en WBV junto con instrucciones de especialistas del ejercicio. Recientemente, Fu et al. (2013) analizaron la aplicación de un programa de ejercicios basados en WBV sobre sujetos que habían sufrido lesiones de LCA. La muestra estuvo compuesta por 24 personas que mantuvieron una rehabilitación convencional y 24 personas a las que se les añadió sesiones de WBV durante 8 semanas. El grupo que entrenó mediante sesiones de WBV reflejó un mejor control postural, estado muscular, salto a un pie y carrera. En cualquier caso, la configuración de las vibraciones es un factor a tener en cuenta en prescripciones de ejercicios con WBV, ya que a través de esta configuración se pueden obtener diferentes resultados. De hecho, Weerakkody et al., (2007) sugirieron que ejercicios de altas duraciones podrían perjudicar la propiocepción del sujeto. Además, Cardinale y Lim (2003) indicaron que las altas frecuencias de vibración podrían alterar la EMG induciendo estados de fatiga. Atendiendo a estos condicionantes, y según un reciente estudio de da Silva-Grigoletto et al. (2011), se sugirieron los parámetros más adecuados para alcanzar una óptima respuesta muscular: 1 minuto de duración, 30Hz de frecuencia y 4 mm de amplitud pico a pico. Aunque el entrenamiento mediante WBV parece efectivo, no hay que olvidar que el trabajo propioceptivo mediante desequilibrios es uno de los más eficientes para la reducción del riesgo de rodilla. Aún así hay que ser cautelosos pues, como indican numerosos autores, para la prevención de lesiones de rodilla el trabajo propioceptivo basado en equilibrios estáticos no es efectivo, siendo necesaria una combinación con ejercicios de técnica deportiva, de propiocepción dinámica, control postural, pliometría o core (Myklebust et al., 1998; Heidt et al., 2000; Paterno et al., 2004; Petersen et al., 2005; Hewett et al., 2006; Zebis et al., 2008). A pesar de estas evidencias, la combinación de distintas estrategias donde se combinen tareas de fuerza, de flexibilidad y de tipo propioceptivo es escasa. Cochrane et al. (2010) compararon distintos entrenamientos de fuerza con uno propioceptivo, como mecanismos de reducción de lesiones de rodilla. El programa de intervención tuvo una duración de 12 semanas. La muestra la componían deportistas, 81 por lo que al grupo control se le pidió mantener su ritmo normal de entrenamiento mientras que el grupo intervención desarrolló 4 tipos de ejercicios, todos ellos con una frecuencia de 3 sesiones por semana con una duración de 30 minutos. El primer ejercicio, entrenamiento en máquina de curl y press de piernas sin resistencia, con 8 repeticiones y 3 series. El segundo ejercicio, entrenamiento de curl de piernas y squat al 80% de RM, con 8 repeticiones y 3 series. El entrenamiento propioceptivo de manera progresiva conformaba el tercer grupo de ejercicios. El cuarto, se unía el entrenamiento con máquinas durante 15 minutos con 8 repeticiones y 3 series, y 15 minutos de propiocepción. Como resultado principal, los autores reflejaron que el entrenamiento propioceptivo disminuía los picos de fuerza en acciones de varo, valgo y rotación interna en el momento de cambios de dirección, pudiendo influir positivamente en la reducción del riesgo de lesión. Otro estudio que intentó complementar el entrenamiento de fuerza (componente excéntrico) con el propioceptivo fue el realizado por De Marche et al. (2011). Estos autores distribuyeron a 18 mujeres en un grupo de entrenamiento y a otras 18 en un grupo control que no entrenó. Comprobaron los efectos del entrenamiento excéntrico y propioceptivo (concretamente, la estabilización funcional) en relación a la cinemática de los MMII, al rendimiento funcional y al momento de fuerza en los extensores de rodilla y cadera. La intervención se realizó con una frecuencia de 3 sesiones por semana, durante 8 semanas, con un descanso de 48 horas mínimo entre cada sesión. La duración de la sesión era de 80 minutos. Después de las 8 semanas de entrenamiento, los sujetos que desarrollaron el programa fortalecieron significativamente los abductores de cadera y los rotadores laterales, mejorando así la dinámica funcional de los MMII y su alineación y el rendimiento funcional respecto al grupo control. De esta manera, concluyeron que después del entrenamiento excéntrico y propioceptivo reducían el riesgo de lesión de rodilla, en concreto, favorecían un mayor control del LCA en situaciones de no contacto. 82 Desde esta perspectiva, la literatura ha aportado numerosa información sobre las lesiones físico-deportivas, constando datos ciertamente valiosos para el entendimiento y desarrollo de cualquier proceso deportivo. La lesión de rodilla ha resultado ser una de las más comunes durante la práctica de actividad física. Afortunadamente, y aunque los mecanismos lesivos son cuantiosos, un elevado porcentaje acontece en los aterrizajes de salto y los cambios de dirección, considerados como los principales causantes del desencadenamiento de una lesión de rodilla. En este sentido, existen muchos intentos que pretenden mitigar el riesgo de sufrir lesiones de rodilla a través de programas de actividad física, por lo que el ejercicio físico podría servir de herramienta que disminuya la prevalencia de lesiones de rodilla. A pesar de ello, la mayoría del trabajo preventivo ha sido desarrollado en una población profesional, y los datos sobre una población joven que practica actividad física de forma recreativa no profesional son escasos. Además, como ha podido verificar el lector, uno de los problemas actuales de estos programas es la falta de combinación entre las distintas estrategias que han sido descritas como efectivas para reducir el riesgo de lesión. Por tanto, parece lógico indicar que son necesarias aportaciones que evalúen el riesgo de sufrir una lesión de rodilla a través de los parámetros que más se relacionan con este riesgo pero, sobre todo, saber que existe una necesidad imperiosa por conocer esta situación en jóvenes no profesionales que practican actividad física. Por otro lado, habría que valorar cómo un programa de ejercicio físico que combine distintas estrategias relacionadas con la modificación de las variables que incrementan el riesgo de lesión podría atenuarlas. En el siguiente capítulo se establecerán los objetivos e hipótesis de este trabajo, dando lugar a un marco referencial que aporte una visión clara sobre la intervención que se ha llevado a cabo y, en consecuencia, los resultados más importantes a través del programa de ejercicios que se propone. 83 OBJETIVOS E HIPÓTESIS 84 8. OBJETIVOS E HIPÓTESIS 8.1 Objetivo general El objetivo general de este estudio es, por un lado analizar los principales mecanismos responsables de las lesiones de rodilla en una población joven y físicamente activa en situaciones de aterrizajes y cambios de dirección. Por otro lado, aplicar a aquellos con un mayor riesgo un programa de ejercicio físico de carácter preventivo con objeto de modular los factores de riesgo de lesión de rodilla asociados a dichas acciones. 8.2 Objetivos específicos O1. Analizar los principales factores cinéticos, cinemáticos y EMG en situaciones de aterrizajes y cambios de dirección en una población de sujetos jóvenes y físicamente activos. O2. Valorar la existencia de diferencias de género en los factores cinéticos, cinemáticos y EMG, típicamente asociados al desencadenamiento de una lesión de rodilla, en situaciones de aterrizajes y cambios de dirección. O3. Establecer posibles relaciones entre factores cinéticos, cinemáticos y EMG en cambios de dirección y aterrizajes en una población de sujetos jóvenes y físicamente activos. O4. Determinar el efecto de un programa de ejercicio físico sobre los principales factores cinéticos predictores de lesión de rodilla en sujetos con alto riesgo. O5. Analizar cuál es el impacto de un programa de ejercicio físico sobre factores cinemáticos asociados a lesiones de rodilla en sujetos con alto riesgo. O6. Examinar si un programa de ejercicio físico afecta la respuesta EMG en cambios de dirección y aterrizajes en una población de sujetos jóvenes y físicamente. O7. Crear un modelo predictivo que responda a la posibilidad de desencadenar una lesión de rodilla atendiendo a los principales factores de riesgo asociados. 85 8.2 Hipótesis La hipótesis nula del presente estudio radica en saber si un programa específico de actividad física modula los parámetros predisponentes de una lesión de rodilla durante cambios de dirección y aterrizajes de salto en jóvenes físicamente activos no profesionales con alto riesgo lesivo. A continuación se presentan las hipótesis específicas a contrastar. H1. Las mujeres presentarán patrones de activación muscular diferente, así como variaciones no ventajosas en la cinética y cinemática durante aterrizajes y cambios de dirección contribuyendo a un factor de riesgo mayor en el desarrollo de lesiones de rodilla respecto a los hombres. H2. En la población analizada existirán relaciones entre los factores cinéticos, cinemáticos y de EMG durante acciones de aterrizaje y cambios de dirección que podrían afectar al riesgo de sufrir una lesión de rodilla. H3. El programa de entrenamiento modulará los factores cinéticos relacionados con el proceso lesivo en acciones de aterrizaje y cambios de dirección. H4. El programa de entrenamiento incidirá positivamente sobre los ángulos de flexión y extensión de las articulaciones de los MMII en acciones de aterrizaje y cambios de dirección. H5. El programa de entrenamiento contribuirá a una mejor co-activación de la musculatura anterior y posterior del muslo. H6. Existirá un modelo predictivo dependiente de factores cinéticos, cinemáticos y de EMG que en base a los resultados del programa de entrenamiento permita determinar la contribución de los diferentes factores de riesgo a una lesión. 86 MATERIAL Y MÉTODO 87 9. MATERIAL Y MÉTODO 9.1 Diseño El presente estudio consta de dos fases. La primera de ellas (Fase 0) es de tipo transversal y analítico. En esta fase, se describían los factores de riesgo individuales que presentaba cada sujeto en relación a las pruebas de cambio de dirección (cambio de dirección hacia 30º = SC30; cambio de dirección hacia 45º = SC45; cambio de dirección cerrado o cruzado hacia 45º = SC45ml) y de aterrizaje de salto y se establecieron posibles asociaciones entre ellos. La segunda fase es de tipo experimental (Fases 1 y 2) y analiza el efecto que un programa de doce semanas de duración tiene en los sujetos que en la primera fase (Fase 0) presentaron un mayor riesgo de lesión. Se trata de un estudio aleatorizado y randomizado con dos grupos: un grupo control (GC; n = 28) que continuó realizando sus actividades de forma cotidiana, y un grupo experimental (GE; n = 29), que llevó a cabo un programa de actividad física específico para intentar modular los parámetros asociados al riesgo de lesión de rodilla. Al finalizar este periodo, se volvieron a analizar los factores de riesgo en las pruebas de cambios de dirección y aterrizajes. Además, se llevó a cabo un seguimiento de las lesiones producidas después de la Fase 2 durante los 18 meses posteriores. El método utilizado para recoger la información fue a través de correo electrónico facilitado por los sujetos. De esta manera, se pidió información cada 3 meses durante los siguientes 18 meses sobre el estado físico respecto a sus MMII y las lesiones producidas en ellos. 9.2 Muestra Con carácter general la muestra estuvo compuesta por 200 voluntarios. Todos los sujetos debían ser físicamente activos, es decir, como mínimo, realizar 30 minutos de actividad física al día durante tres días en semana. Como criterio de exclusión a la participación en el estudio, se exigió que los participantes no hubieran desarrollado ningún proceso lesivo en la rodilla o el tobillo en los 6 meses previos al comienzo del mismo y, además, se controló que los sujetos no fueran profesionales en ninguna de su modalidad deportiva. Por otro lado, respecto a la Fase 1, el GE debía asistir como mínimo al 80% de las sesiones para poder formar parte de la muestra en la Fase 2. 88 Estudio transversal (Fase 0) En un primer momento 200 sujetos respondieron de forma voluntaria al llamamiento para participar en el estudio. De la muestra inicial, tras explicar en detalle el protocolo, ocho personas decidieron finalmente no participar. De los 192 participantes restantes, 27 personas no cumplían con los criterios de inclusión del estudio (lesiones previas de rodilla: n = 12; lesiones previas de tobillo: n = 9; operación en los MMII 6 meses antes de la intervención: n = 2; deportistas profesionales o semi-profesionales: n = 4), y otras 3 personas decidieron abandonar tras haber participado en la primera parte de la prueba. De esta manera, la muestra incluida en la Fase 0 resultó ser de 162 sujetos. Estudio experimental (Fases 1 y 2) La muestra incluida en la Fase 0 fue clasificada en percentiles atendiendo a las diferentes variables del estudio. Basándonos en los estudios de Cameron et al. (2003) y Dalinga et al. (2012), quienes consideran que es el ratio H/Q el que más relación tiene con futuros eventos adversos en la rodilla, se estableció esta variable como parámetro de clasificación para pasar a la Fase 1. De esta manera, el 40% de los sujetos (percentil 40) con mayor H/Q fue seleccionado para pasar a la siguiente fase del estudio (Fase 1). Ello significó que un total de 66 sujetos representaban dicha muestra (Figura 23). De los 66 participantes seleccionados para la Fase 2, 4 declinaron su participación por falta de tiempo y 2 por falta de interés. Posteriormente, 60 sujetos participaron en esta fase. Los sujetos fueron divididos de forma aleatoria en dos grupos: GE y GC. En el GE, un sujeto abandonó por traslado laboral a otra ciudad, y en el GC, dos sujetos abandonaron por falta de interés. Finalmente, el GE estuvo compuesto por 29 participantes y el GC por 28. 89 Figura 23. Flujo de los participantes durente el desarrollo del estudio. Voluntarios participantes (N=200) Fase 0. Aleatorizados (N=162) Excluidos (N=38)  No interesados (n=8)  No cumplen criterios de inclusión (n=27)  Otras razones (n=3) Excluidos (N=96)  60% con mejor ratio H/Q Fase 1 (N=66) Excluidos (N=6)  Falta de interés (n=2)  Falta de tiempo (n=4) Aleatorizados (N=60) GE (N=30) GC (N=30) Fase 2 para GE (N=29) y GC (N=28) Excluidos (N=3)  Falta de interés (n=2)  Traslado laboral (n=1) 96 Aterrizajes Los participantes llevaron a cabo 3 aterrizajes (con 1 minuto de descanso entre cada intento) desde una estructura de 30 cm de altura sobre una plataforma de fuerza (Figura 26). Para estandarizar los intentos, los sujetos debían mantener los brazos apoyados en la cadera y la mirada al frente, manteniendo la apertura de pies a la altura de los hombros. No se les daba información sobre cómo debían aterrizar. La única información suministrada era que debían aterrizar con su pie dominante dejándose caer hacia delante. Todos los intentos fueron filmados con una cámara digital colocada en la proyección del plano sagital, ajustada a la altura de la rodilla de cada sujeto, a 2 m de distancia del punto de aterrizaje de éstos. 97 Cambios de dirección La siguiente prueba consistía en realizar distintos cambios de dirección sobre la plataforma de fuerza. Concretamente, los cambios eran hacia 3 direcciones diferentes: 30º y 45º hacia el lado contrario del pie dominante, y 45º hacia el mismo lado. Cada intento fue repetido 3 veces, por lo que en total se realizaron 9 cambios de dirección (3 por cada ángulo de apertura). Para saber la dirección a seguir, se marcó la superficie de contacto desde el punto central de la plataforma hacia fuera en cada ángulo, por lo que finalmente, 4 marcas totales fueron fijadas en el suelo (2 para cada lado, atendiendo a la lateralidad de cada sujeto). Previo a cada cambio, el sujeto conocía la trayectoria hacia la cual debía dirigirse. Además, la velocidad de llegada fue controlada por metrónomo, garantizando que el sujeto llegase al punto de cambio de dirección con una velocidad comprendida entre 4- 5,5 m·s-1, como se propone en la literatura (McLean et al., 2004; Beaulieu et al., 2008; Cochrane et al., 2010; Stoffel et al., 2010). 98 Para el óptimo desarrollo de la prueba, la plataforma de fuerza fue integrada a una estructura firme de dimensiones 9x1.5 m y exactamente con la misma altura que la plataforma, para evitar el desnivel provocado por la propia altura de la plataforma sobre el suelo. Los intentos eran válidos si el sujeto había hecho el apoyo con la punta del pie dirigida hacia delante, y lógicamente, dentro de la plataforma de contacto. De este modo, la cámara de vídeo fue colocada de forma perpendicular a cada trayectoria descrita. Estudio experimental (Fases 1 y 2) Después del análisis de las variables correspondientes a la Fase 0, se obtuvo la muestra perteneciente a esta Fase 1 (N=60). El proceso que se llevó a cabo para llegar a la Fase 1 fue analizar el ratio de co-activación H/Q respecto al MVC. En este sentido, un ratio menor a 0.8 se describió como peligroso. Por ello, se recopiló al 40% con el ratio más bajo para que formaran parte de la Fase 1. Una vez divididos de forma aleatoria en GC y GE, se presentó el programa de actividad física para GE. El programa se dividía en 3 sesiones de entrenamiento alternos a la semana durante un total de 12 semanas. Para poder analizarse los resultados, los sujetos debían completar el 80% de las sesiones de entrenamiento (mínimo de 29 sesiones de 36 totales). Dicho programa integraba los siguientes contenidos: a) fuerza (isométrica, concéntrica y excéntrica), b) trabajo neuromuscular y propioceptivo, c) equilibrio y coordinación. Además, para cada contenido se atendió al principio de progresión, pues es objetivo fundamental del programa garantizar la adaptación paulatina a las cargas de entrenamiento, tanto en intensidad como en dificultad de los ejercicios. Los factores de progresión fueron el tiempo, el número de ejecuciones (tanto en series como en repeticiones), el factor sensorial, la dificultad de la tarea y la unión de distintos grupos de ejercicios. Para este fin se emplearon diferentes grupos de materiales para generar inestabilidad e incidir en un componente más propioceptivo, como pueden ser los Bosu 99 (Bosu®, Pro balance trainer), fitball (Domyos, 65cm; Domyos 55cm), plato de equilibrio (Keller Sports, Schildkröt) y cama elástica (Funhop, Stándar). Además, una plataforma vibratoria también fue utilizada (Power Plate, Pro5).También se usó otro grupo de materiales utilizados para el diseño de ejercicios de fuerza como tirantes musculares (O´LIVE), material de suspensión (TRX®) y goma elástica (O´LIVE, tubo elástico). Y finalmente, un grupo de materiales destinados al diseño de tareas con un componente coordinativo como fueron la escalera coordinativa (Kipsta, 4m) y la pelota de foam (Foam300). En este sentido, la semana 1 comenzó con los siguientes contenidos: WBV, propiocepción, fuerza (isométrico, concéntrico y excéntrico) y equilibrio. El número de repeticiones fue de 10 (5 a cada lado o con cada pie). En esta primera semana no se realizó ningún elemento progresivo. En la semana 2 incrementó el tiempo total de la sesión en 5 minutos, además del aspecto sensorial (ojos cerrados) en el ejercicio simple de trabajo propioceptivo. El número de ejercicios por contenido se mantuvo igual, aunque incrementaron las repeticiones de las tareas en WBV y de fuerza isométrica y concéntrica. En la semana 3 y semana 4 se añadió una mayor dificultad en la ejecución de las tareas de cada contenido y aumentaron las repeticiones y series de los ejercicios. El diseño de las tareas para las semanas 5, 6, 7 y 8 cambió sustancialmente. Manteniendo un principio de complejidad y de cambio de estímulo aunque bajo los mismos contenidos descritos con anterioridad, se diseñaron tareas donde convergían dos contenidos. De esa manera en la semana 5 el elemento clave de progresión para los ejercicios de WBV fue el número de repeticiones y los ojos cerrados. Para el contenido de propiocepción y salto se añadieron los giros. En el trabajo de fuerza excéntrica y equilibrio, y en propiocepción y equilibrio el factor de progresión fue la modificación del canal visual. En la semana 6 se modifican los contenidos a trabajar, existiendo un trabajo de WBV y propioceptivo (añadiéndose una tarea más respecto a la semana anterior con salto pero disminuyendo las repeticiones). En el caso del contenido de propiocepción y salto, se añadieron saltos cruzados para garantizar estímulos diferentes. Además, aparece una nueva unión de contenidos: la coordinación y el equilibrio, con 3 tareas de 2 repeticiones cada serie. La semana 7 se caracterizó por tener el diseño de las tareas de la semana 6, pero esta vez el criterio de progresión es el tiempo total, número de 100 ejercicios, número de repeticiones y series, factor sensorial de ojos cerrados y estímulos sonoros y aumento de la carga externa en ejercicios de contracción isométrica. En la semana 8 el trabajo de fuerza es a través de pliometría (saltos) sobre superficie inestable, en suelo haciendo saltos cruzados y el diseño de las tareas centradas eminentemente en el componente neuromuscular y propioceptivo, además de trabajar la coordinación y el equilibrio. De nuevo, para las semanas 9, 10, 11 y 12, el diseño de las tareas cambió, creándose las tareas más enfocadas hacia los mecanismos de lesión que se relacionan con el mayor riesgo de lesión: cambios de dirección y aterrizajes. El contenido fue el mismo, aunque la dificultad de las tareas, la unión de varios contenidos, las repeticiones y series y el aspecto sensorial-propioceptivo, incrementó progresivamente. A continuación se muestra el diseño del programa de actividad física llevado a cabo por el GE (Figura 27): 101 Nº semana Tiempo por sesión Grupo de ejercicios Material Nº ejercicios Seriesdescanso Rep Observacionesprogresión 1 40´ Vibraciones mecánicas (WBV-30Hz-4mm A) Plataforma vibratoria 5 1-1´ 10 Propiocepción Bosu 5 1-1´ 10 Fuerza (excéntrico) Tirantes musculares 5 1-1´ 10 Sin carga Fuerza (suspensión) TRX 4 1-1´ 10 Propiocepción + Equilibrio Fitball 4 1-1´ 10 2 45´ Vibraciones mecánicas (WBV-30Hz-4mm A) Plataforma vibratoria 5 1-1´ 20 Propiocepción Bosu 5 1-1´ 10 Ojos cerrados Fuerza (excéntrico) Tirantes musculares + pelota de foam 5 1-1´ 10 Con carga externa Fuerza (suspensión) TRX 4 1-1´ 12 Propiocepción + Equilibrio Fitball 4 1-1´ 10 Ojos cerrados 3 45´ Vibraciones mecánicas (WBV-30Hz-4mm A) + salto Plataforma vibratoria 4 1-1´ 10 Propiocepción + salto Bosu 4 1-1´ 10 Coordinación Escaleras coordinativas 5 1-1´ 2 Excéntrico Gomas elásticas 4 1-1´ 10 Propiocepción + equilibrio Fitball 3 1-1´ 10 4 45´ Vibraciones mecánicas (WBV-30Hz-4mm A) + salto Plataforma vibratoria 4 1-1´ 20 Propiocepción + salto Bosu 4 2-1´ 10 102 Coordinación Escaleras coordinativas 5 1-1´ 4 Excéntrico Gomas elásticas 4 1-1´ 16 Propiocepción + equilibrio Fitball 3 1-1´ 16 5 50´ Vibraciones mecánicas (WBV-30Hz-4mm A) + salto Plataforma vibratoria 3 1-1´ 20 Ojos cerrados Propiocepción + salto Bosu 4 1-1´ 10 Se añaden giros Coordinación Escaleras coordinativas 5 1-1´ 6 Excéntrico + equilibrio Gomas elásticas y pelota de foam 4 1-1´ 10 Ojos cerrados Propiocepción + equilibrio Fitball 3 1-1´ 10 Ojos cerrados 6 50´ Vibraciones mecánicas (WBV-30Hz-4mm A) + equilibrio Plataforma vibratoria y bosu 4 1-1´ 10 Propiocepción + salto cruzados Bosu 3 1-1´ 10 Fuerza (isométrico) + equilibrio Tirantes musculares y bosu 2 1-1´ 10 Fuerza (suspensión) + equilibrio TRX y bosu 3 1-1´ 10 Propiocepción + equilibrio Fitball, bosu y pelota de foam 2 1-1´ 10 Coordinación + equilibrio Escaleras coordinativas y bosu 3 1-1´ 2 7 55´ Vibraciones mecánicas (WBV-30Hz-4mm A) + equilibrio Plataforma vibratoria y bosu 4 1-1´ 16 Propiocepción + salto cruzados Bosu 4 1-1´ 8 Ojos cerrados Fuerza (isométrico) + equilibrio Tirantes musculares y bosu 2 1-1´ 10 Con carga externa 103 Fuerza (suspensión) + equilibrio TRX y bosu 3 1-1´ 16 Propiocepción + equilibrio Fitball, bosu y pelota de foam 2 1-1´ 10 Con cambio de pie Coordinación + equilibrio Escaleras coordinativas y bosu 3 1-1´ 4 8 55´ Propiocepción + equilibrio + salto Bosu, pelota de foam y plato de equilibrio 4 1-1´ 10 Ojos cerrados Saltos cruzados Propiocepción + equilibrio Cama elástica, bosu y pelota de foam 6 1-1´ 10 Equilibrio Fitball, bosu y pelota de foam 2 1-1´ 10 Propiocepción + coordinación Escalera coordinativa y bosu 3 1-1´ 8 9 60´ Propiocepción + equilibrio Bosu, plato de equilibrio, pelota de foam 3 1-1´ 10 Ojos cerrados Propiocepción + equilibrio + salto Cama elástica, bosu, pelota de foam 5 1-1´ 10 Equilibrio Plato de equilibrio y pelota de foam 2 1-1´ 10 Ojos cerrados Propiocepción Pelota de fitball y pelota de foam 1 1-1´ 10 Ojos cerrados y apoyos internos Coordinación + propiocepción + equilibrio Escalera coordinativa, bosu y cama elástica 4 1-1´ 2 10 60´ Propiocepción + equilibrio + giros Bosu, plato de equilibrio 3 1-1´ 10 Bosu del revés Propiocepción + equilibrio + salto Cama elástica, bosu, pelota de foam 5 1-1´ 10 Ojos cerrados Equilibrio Plato de equilibrio y pelota de foam 1 1-1´ 10 Ojos cerrados Propiocepción Pelota de fitball y pelota de foam 1 1-1´ 10 Ojos cerrados y apoyos internos Coordinación + propiocepción + equilibrio Escalera coordinativa, bosu y cama elástica 3 1-1´ 4 104 Excéntrico + propiocepción Gomas elásticas + cama elástica 2 1-1´ 10 11 60´ Propiocepción + equilibrio + giros Bosu, plato de equilibrio 3 1-1´ 16 Propiocepción + equilibrio + salto + giro Cama elástica, bosu, pelota de foam 6 2-1´ 10 Equilibrio Plato de equilibrio y pelota de foam 2 1-1´ 10 Propiocepción Pelota de fitball y pelota de foam 1 1-1´ 20 Coordinación + propiocepción + equilibrio Escalera coordinativa, bosu y cama elástica 3 1-1´ 6 Excéntrico + propiocepción Gomas elásticas + cama elástica + pelota de foam 2 1-1´ 20 12 60´ Propiocepción + equilibrio + giros Bosu, plato de equilibrio 4 1-1´ 16 Acciones de frenado Propiocepción + equilibrio + salto + giro Cama elástica, bosu, pelota de foam 6 1-1´ 16 Equilibrio Plato de equilibrio y pelota de foam 2 1-1´ 20 Coordinación + propiocepción + equilibrio + salto Escalera coordinativa, bosu y cama elástica 3 1-1´ 6 Excéntrico + propiocepción Gomas elásticas + cama elástica + pelota de foam 2 1-1´ 16 Figura 27. Programa de entrenamiento desarrollado por el GE 105 Una vez desarrollado el programa presentado y transcurridas las 12 semanas, tanto el GC como el GE fueron citados de nuevo en el Pabellón de la Facultad Ciencias de la Educación de la Universidad de Sevilla para ser evaluados en las mismas condiciones del pretest (hora del día y orden de las pruebas). 9.5 Análisis estadístico En primer lugar, siguiendo las indicaciones de Hair, Anderson, Tatham y Black (1998) se estudió la normalidad de todas las variables cuantitativas incluidas en el estudio, para lo que se utilizó la prueba de Kolmogorov-Smirnov. Además, se empleó una prueba T para muestras independientes para comparar las medias. De manera general, todas las variables continuas se presentarán como media y desviación típica en el presente trabajo y en todos los casos se estableció un nivel de significación con un 95% de confianza (p≤0.05). Previamente, algunas variables tuvieron que ser tratadas para su posterior análisis debido a su adquisición en crudo. Respecto a la variable de acelerometría, las señales fueron procesadas con la finalidad de excluir la influencia de la fuerza de la gravedad, por lo que la señal proporcionada por cada acelerómetro en crudo (1000Hz) fue filtrada y suavizada con un promedio de 10 puntos. Además, las variables de fuerza fueron tratadas para rectificar el signo negativo o positivo interpretándose si el sujeto era zurdo o diestro. Por su parte, la señal EMG fue procesada mediante la aplicación de un filtro de banda de 2Hz sobre 50Hz, rectificándose las señales y normalizándolas respecto al valor máximo conseguido mediante la contracción mázxima voluntaria (MVC). Posteriormente, después de suavizar la señal con un promedio de 400 puntos, se determinaron aquellas áreas de señal EMG superior a una amplitud de 0.1. Por otro lado, el estudio experimental contó en la Fase 1 con un análisis por percentiles para obtener el 40% (percentil 40) de sujetos que manifestaban un ratio H/Q respecto a un MVC peor. Una vez obtenida la muestra que correspondía a la fase experimiental (Fase 1 y Fase 2), nuevamente se llevó a cabo un análisis de la normalidad de las variables cuantitativas mediante la prueba de Kolmogorov-Smirnov. Durante la fase experimental todos los datos fueron tratados mediante transformación logarítmica para reducir el sesgo de error de falta de uniformidad. La diferencia estandarizada o el tamaño del efecto (90% intervalo de confianza) en las variables 112 Tabla 4. Análisis descriptivo de la fuerza respecto al género durante cambios de dirección. VARIABLES Hombres Mujeres p SC30 VGRF (N/Kg) 29.54 (7.42) 29.33 (8.81) .465 FuerzaAP (N/Kg) 13.54 (5.45) 11.26 (4.53) .159 FuerzaML (N/Kg) 8.60 (1.83) 8.75 (2.76) .045* SC45 VGRF (N/Kg) 28.20 (8.32) 26.14 (5.76) .025* FuerzaAP (N/Kg) 11.14 (5.68) 8.68 (3.90) .020* FuerzaML (N/Kg) 7.96 (2.15) 7.23 (1.77) .568 SC45ml VGRF (N/Kg) 24.02 (6.92) 28.60 (8.61) .159 FuerzaAP (N/Kg) 9.02 (4.54) 10.39 (6.48) .020* FuerzaML (N/Kg) 7.13 (2.40) 7.32 (2.45) .612 Datos expresados en Media y SD. VGRF (N/Kg) = fuerza de reacción contra el suelo en el eje vertical. FuerzaAP (N/Kg) = fuerza en el eje antero-posterior. FuerzaML (N/Kg) = fuerza en el eje medio-lateral. SC30 = cambio de dirección abierto de 30º. SC45 = cambio de dirección abierto de 45º. SC45ml = cambio de dirección cerrado 45º hacia el mismo lado. Finalmente, la fuerza durante los aterrizajes también fue evaluada, analizándose en el eje vertical una doble variable; por un lado PF1, correspondiente al primer impacto y, por otro, PF2 que hace referencia al mayor pico de fuerza registrado. Al igual que durante los cambios de dirección, se analizó en primer lugar la fuerza total ejercida por los participantes y después se relativizó por el peso corporal (Tabla 5). El PF1 fue de 1306.14 (± 204.69 N), mientras que PF2 fue de 3310.43N (±829.54). En la FuerzaML se reflejó una valor de 706.81(± 204.69 N), mientras que en la FuerzaAP de 234.28 (± 97.36 N). Tabla 5. Análisis descriptivo de la fuerza durante los aterrizajes. VARIABLES Media SD Aterrizaje PF1 (N/Kg) 18.14 5.92 PF2 (N/Kg) 45.72 8.69 FuerzaAP (N/Kg) 3.23 1.19 FuerzaML (N/Kg) 9.84 2.68 Datos expresados media y SD. PF1 (N/Kg) = fuerza de reacción contra el suelo en el primer contacto. PF2 (N/Kg) = fuerza de reacción contra el suelo máxima. FuerzaAP (N/Kg) = fuerza en el eje antero-posterior. FuerzaML (N/Kg) = fuerza en el eje medio-lateral. 113 También se analizó la fuerza en el aterrizaje según el género (Tabla 6). No hubo diferencias significativas en las fuerzas ejercidas en el eje vertical (PF1 y PF2) ni en la FuerzaAP (p>0.05). En cambio, en la FuerzaML las mujeres reflejaron una fuerza significativamente mayor respecto a los hombres (p=0.015). Tabla 6. Análisis descriptivo de la fuerza durante los aterrizajes según el género. VARIABLES Hombres Mujeres p PF1 (N/Kg) 17.50 (5.72) 20.08 (6.19) .426 PF2 (N/Kg) 44.48 (8.29) 49.58 (8.88) .830 FuerzaAP (N/Kg) 3.28 (1.27) 3.06 (.87) .139 FuerzaML (N/Kg) 9.63 (2.80) 10.50 (2.17) .015* Datos expresados media y SD. PF1 (N/Kg) = fuerza de reacción contra el suelo en el primer contacto. PF2 (N/Kg) = fuerza de reacción contra el suelo máxima. FuerzaAP (N/Kg) = fuerza en el eje antero-posterior. FuerzaML (N/Kg) = fuerza en el eje medio-lateral. El análisis de la aceleración parcial de la rodilla y de tobillo durante los cambios de dirección se muestra en la Tabla 7. Durante el SC30 se observó la menor ACCRODILLAAP (1.72 ± 1.48 g). Igualmente, la ACCTOBILLOZ fue la menor al comparar con el resto de cambios de dirección (4.11 ± 0.81). Respecto al SC45 tanto la ACCRODILLAML (2.39 ± 1.58 g) como la ACCRODILLAZ (1.53 ± 1.30 g) reflejaron los valores más bajos. Sin embargo, tanto la ACCTOBILLOML como la ACCTOBILLOAP fue mayor que en el resto de cambios de dirección (4.23 ± 0.75 g y 4.05 ± 0.92 g respectivamente). Durante el SC45ml se encontró la mayor ACCRODILLAML (2.49 ± 1.49 g) y ACCRODILLAZ (1.69 ± 1.40 g), así comola mayor ACCTOBILLOZ (4.20 ± 0.79 g). En cambio, la ACCTOBILLOML y ACCTOBILLOAP fue menor durante este cambio de dirección (4.14 ± 0.88 g y 3.98 ± 0.99 g respectivamente). 114 Tabla 7. Análisis descriptivo de la aceleración en los 3 ejes durante cambios de dirección. VARIABLES Media SD SC30 ACCRODILLAML (g) 2.46 1.50 ACCRODILLAAP (g) 1.72 1.48 ACCRODILLAZ (g) 1.63 1.37 ACCTOBILLOML (g) 4.19 .78 ACCTOBILLOAP (g) 4.04 .98 ACCTOBILLOZ (g) 4.11 .81 SC45 ACCRODILLAML (g) 2.39 1.58 ACCRODILLAAP (g) 2.03 1.55 ACCRODILLAZ (g) 1.53 1.30 ACCTOBILLOML (g) 4.23 .75 ACCTOBILLOAP (g) 4.05 .92 ACCTOBILLOZ (g) 4.13 .68 SC45ml ACCRODILLAML (g) 2.49 1.49 ACCRODILLAAP (g) 2.08 1.55 ACCRODILLAZ (g) 1.69 1.40 ACCTOBILLOML (g) 4.14 .88 ACCTOBILLOAP (g) 3.98 .99 ACCTOBILLOZ (g) 4.20 .79 Datos expresados media y SD. ACCRODILLAML (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCRODILLAAP (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCRODILLAZ (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje vertical cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOML (g) = aceleración parcial del tobillo en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOAP (g) = aceleración parcial del tobillo en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOZ (g) = aceleración parcial del tobillo en eje vertical cuando GRF es máxima. SC30 = cambio de dirección abierto de 30º. SC45 = cambio de dirección abierto de 45º. SC45ml = cambio de dirección cerrado 45º hacia el mismo lado. Por su parte, la aceleración según el género también fue evaluada (Tabla 8). Durante el SC30, aunque no se aprecieron diferencias significativas, las aceleraciones parciales de rodilla fueron mayores en mujeres respecto a los hombres. En tobillo, solo la ACCTOBILLOZ fue mayor en mujeres respecto a los hombres (4.20 ± 0.76 g). En el caso del SC45 encontramos una tendencia hacia una mayor aceleración en las mujeres respecto a los hombres tanto en la rodilla como en el tobillo. Respecto a la ACCRODILLAZ, la diferencia entre mujeres y hombres es significativa (p=0.002), 115 mostrando las mujeres una aceleración de 1.82 ± 1.54 g frente a 1.44 ± 1.21 g reflejada por los hombres. Durante el SC45ml no se hallaron diferencias significativas por género, a excepción de la ACCRODILLAML donde los hombres mostraron valores mayores (2.49 ± 1.48 g). En el resto de aceleraciones parciales de rodilla las mujeres manifestaron un valor mayor de este parámetro, aunque no fueron estadísticamente significativas. Respecto al tobillo, únicamente la tendencia es mayor en los hombres respecto a mujeres en la ACCTOBILLOZ (4.22 ± 0.81 g), si bien no se alcanzó una significación estadística. Tabla 8. Análisis descriptivo de la aceleración en los 3 ejes durante cambios de dirección respecto al género. VARIABLES Hombres Mujeres p SC30 ACCRODILLAML (g) 2.33 (1.47) 2.86 (1.56) .558 ACCRODILLAAP (g) 1.66 (1.50) 1.91 (1.44) .573 ACCRODILLAZ (g) 1.57 (1.30) 1.84 (1.55) .080 ACCTOBILLOML (g) 4.20 (.73) 4.14 (.94) .215 ACCTOBILLOAP (g) 4.04 (.96) 4.02 (1.06) .433 ACCTOBILLOZ (g) 4.08 (.83) 4.20 (.76) .413 SC45 ACCRODILLAML (g) 2.25 (1.54) 2.81 (1.66) .516 ACCRODILLAAP (g) 1.92 (1.57) 2.35 (1.49) .563 ACCRODILLAZ (g) 1.44 (1.21) 1.82 (1.54) .002* ACCTOBILLOML (g) 4.20 (.71) 4.32 (.86) .890 ACCTOBILLOAP (g) 4.04 (.92) 4.09 (.95) .483 ACCTOBILLOZ (g) 4.09 (.70) 4.27 (.60) .344 SC45ml ACCRODILLAML (g) 2.49 (1.48) 2.48 (1.55) .866 ACCRODILLAAP (g) 1.96 (1.53) 2.46 (1.58) .795 ACCRODILLAZ (g) 1.64 (1.37) 1.85 (1.51) .200 ACCTOBILLOML (g) 4.11 (.87) 4.22 (.90) .937 ACCTOBILLOAP (g) 3.97 (1.01) 4.01 (.96) .965 ACCTOBILLOZ (g) 4.22 (.81) 4.15 (.71) .900 Datos expresados media y SD. ACCRODILLAML (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCRODILLAAP (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCRODILLAZ (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje vertical cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOML (g) = aceleración parcial del tobillo en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOAP (g) = aceleración parcial del tobillo en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOZ (g) = aceleración parcial del tobillo en eje vertical cuando GRF es máxima. SC30 = cambio de dirección abierto de 30º. SC45 = cambio de dirección abierto de 45º. SC45ml = cambio de dirección cerrado 45º hacia el mismo lado. 116 Finalmente, la aceleración durante los aterrizajes se reflejan en la Tabla 9. En cuanto a la rodilla, la aceleración parcial mayor fue hallada en la ACCRODILLAML (2.34 ± 1.51 g), mientras que las encontradas en la ACCRODILLAAP (1.94 ± 1.55 g) y en ACCRODILLAZ (1.99 ± 1.46 g) fueron muy similares. En el tobillo, la mayor aceleración parcial encontrada fue ACCTOBILLOZ (3.95 ± 0.81 g), mientras que la menor fue en ACCTOBILLOML (3.72 ± 1.17 g) En el eje AP de se halló un valorde ACCTOBILLOAP de 3.91 (± 1.08 g). Tabla 9. Análisis descriptivo de la aceleración en los 3 ejes durante aterrizajes. VARIABLES Media SD ACCRODILLAML (g) 2.34 1.51 ACCRODILLAAP (g) 1.94 1.55 ACCRODILLAZ (g) 1.99 1.46 ACCTOBILLOML (g) 3.72 1.17 ACCTOBILLOAP (g) 3.91 1.08 ACCTOBILLOZ (g) 3.95 .81 Datos expresados media y SD. ACCRODILLAML (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCRODILLAAP (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCRODILLAZ (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje vertical cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOML (g) = aceleración parcial del tobillo en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOAP (g) = aceleración parcial del tobillo en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOZ (g) = aceleración parcial del tobillo en eje vertical cuando GRF es máxima. El análisis de la aceleración según el género no reflejó diferencias significativas entre hombres y mujeres respecto a la aceleración parcial en rodilla o tobillo durante los aterrizajes (Tabla 10). A pesar de ello, la aceleración parcial de rodilla fue ligeramente superior en mujeres en todos los ejes, con especial relevancia en la la ACCRODILLAAP, donde se obtuvo una diferencia con tendencia a la significación entre género (p=0.051); mientras, en el tobillo, solamente la ACCTOBILLOML fue mayor en mujeres (3.85 ± 1.22 g). 117 Tabla 10. Análisis descriptivo de la aceleración en los 3 ejes durante aterrizajes según el género. VARIABLES Hombres Mujeres p ACCRODILLAML (g) 2.28 (1.46) 2.54 (1.67) .155 ACCRODILLAAP (g) 1.78 (1.46) 2.44 (1.73) .051 ACCRODILLAZ (g) 1.90 (1.42) 2.30 (1.58) .150 ACCTOBILLOML (g) 3.67 (1.16) 3.85 (1.22) .642 ACCTOBILLOAP (g) 3.94 (1.07) 3.81 (1.10) .950 ACCTOBILLOZ (g) 3.99 (.79) 3.81 (.89) .363 Datos expresados media y SD. ACCRODILLAML (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCRODILLAAP (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCRODILLAZ (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje vertical cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOML (g) = aceleración parcial del tobillo en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOAP (g) = aceleración parcial del tobillo en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOZ (g) = aceleración parcial del tobillo en eje vertical cuando GRF es máxima. Estudio experimental (Fase 1 y 2) Los cambios intragrupos fueron analizados tanto en el GE como en el GC durante el SC30 (Tabla 11). En primer lugar, existe un posible cambio en VGRF después del programa de entrenamiento en el GE (3.5% [90%LC: -5.6; 13.5]). Por el contrario, se puede observar una reducción tanto de la FuerzaML como en la FuerzaAP después de las 12 semanas de entrenamiento. De esta forma se pudo observar un efecto probable, como consecuencia de la intervención, en la FuerzaML, lo cual se vio reflejado por un descenso en dicha variable (38.3% [90%LC:2.8; 60.8]). En el caso de la FuerzaAP, el cambio producido fue lo más certero posible debido al entrenamiento (50.4% [90%LC: 42.6; 57.1]). Respecto al TdC éste se vio reducido también con certeza en el GE (-21.6% [90%LC: - 26.8; -16.0]). En cuanto al impulso, fue superior El IZ y el IAP, aunque no está claro que el cambio se deba al programa de intervención (-4.9% [90%LC: -8.8; 0.8]; -28% [-80.0; 170.6] respectivamente). Por su parte, el cambio en el IML tampoco estuvo claro que éste disminuyera debido al programa (-7.9% [90%LC: -72.2; 205.2]). Por otro lado, en relación a las aceleraciones registradas, la ACCTOBILLOML fue la única que disminuyó muy probablemente tras el programa de entrenamiento en GE (-4.4% 118 [90%LC: -7.7; -1.0]). Sin embargo, la ACCTOBILLOAP posiblemente aumentó después del programa (9.6% [90%LC: -4.0; 25.1]), al igual que en la ACCTOBILLOZ, donde este incremento es probable (8.2% [90%LC: 2.5; 14.3]). Finalmente, la aceleración de rodilla se redujo en el GE en los 3 ejes después de las 12 semanas de intervención con la máxima certeza debido al programa de entrenamiento (ACCRODILLAML, -48.5% [90%LC: -61.9; -30.5]; ACCRODILLAAP, -29.9% [-36.4; -22.8] ; ACCRODILLAZ, -26.9 [- 31.5; -22.1] respectivamente). 119 Tabla 11. Cambios intragrupos en los parámetros cinéticos en SC30 después del programa de entrenamiento en el GE y GC Fase 1 Fase 2 GE GC VARIABLES GE GC GE GC Tamaño del efecto Cambio Tamaño del efecto Cambio VGRF (N/Kg) 31.44 (9.90) 33.13 (8.67) 34.59 (11.52) 35.85 (11.77) 0.15 (-0.25; 0.54) 41/53/5% 0.26 (0.00; 0.52) 65/35/0% FuerzaML (N/Kg) 9.34 (1.88) 9.76 (3.05) 6.59 (1.64) 6.11 (1.89) 0.35 (0.02; 0.69) 78/21/0% -1.75 (-2.38; -1.12) 0/0/100% FuerzaAP (N/Kg) 12.26 (6.90) 14.51 (7.02) 7.44 (3.30) 7.98 (3.75) 1.57 (1.25; 1.90) 100/0/0% -0.44 (-0.73; -0.16) 0/8/92% TdC (s) .285 (.04) .295 (.05) 252 (.03) .267 (.02).) -1.5 (-1.48; -0.83) 0/0/100% -0.41 (-0.64; -0.18) 0/6/94% Iz (N*s) 3.91 (.75) 289.06 (94.42) 4.12 (.74) 272.34 (87.88) -0.18 (-0.33; -0.03) 0/60/40% -0.36 (-0.92; 0.19) 5/26/69% IAP (N*s) .001 (.01) .105 (1.31) .006 (.01) .05 (1.09) -0.28 (-1.43; 0.86) 22/22/55% 0.51 (-0.10; 1.12) 82/15/3% IML (N*s) .002 (0.1) -.007 (1.70) .000 (.01) .09 (1.04) -0.06 (-0.88; 0.77) 29/33/38% 0.51 (-0.20; 1.22) 78/17/5% ACCTOBILLOTOTAL (g) 7.31 (2.15) 7.49 (1.93) 8.06 (.49) 8.01 (.48) 11.43 (10.83; 12.04) 100/0/0% 0.0 (-0.33; 0.33) 16/69/16% ACCTOBILLOML (g) 4.94 (.20) 4.71 (.83) 4.73 (.37) 4.66 (.50) -1.05 (-1.86; -0.24) 1/4/96% 0.19 (-0.10; 0.48) 48/50/1% ACCTOBILLOAP (g) 4.10 (1.09) 4.36 (.87) 4.36 (.66) 4.33 (.59) 0.26 (-0.12; 0.65) 61/36/2% -0.64 (-1.12; -0.16) 0/6/93% ACCTOBILLOZ (g) 4.11 (1.74) 4.35 (1.30) 4.78 (.39) 4.76 (.44) 0.55 (0.17; 0.93) 94/6/0% 0.24 (-0.14; 0.062) 57/40/3% ACCRODILLAML (g) 4.28 (.74) 4.13 (.86) 2.67 (1.40) 3.22 (1.42) -3.38 (-4.91; -1.85) 0/0/100% -0.84 (-2.27; 0.60) 11/11/77% ACCRODILLAAP (g) 4.10 (.60) 4.17 (.75) 2.94 (.84) 3.28 (.82) -2.32 (-2.96; -1.69) 0/0/100% -0.56 (-0.90; -0.21) 0/5/95% ACCRODILLAZ (g) 4.03 (.57) 4.01 (.48) 2.95 (.39) 3.27 (.44) -2.04 (-2.45; -1.62) 0/0/100% -1.00 (-1.38: 0.63) 0/0/100% NOTA: Todas las diferencias están presentadas como mejoras (positivas), de manera que las diferencias positivas y negativas están en la misma dirección. VGRF (N) = fuerza de reacción contra el suelo. FuerzaML (N) = fuerza ejercida en el eje medio-lateral. FuerzaAP (N)= Fuerza ejercida en el eje antero-posterior. TdC (s) = tiempo de contacto con el suelo durante el cambio de dirección. Iz (N*s) = impulso ejercido sobre el eje vertical. ImpulsoAP (N*s) = impulso ejercido sobre el eje antero-posterior. ImpulsoML (N*s) = impulso ejercido sobre el eje medio-lateral. ACCTOBILLOTOTAL (g) = aceleración total localizada en el tobillo durante el contacto con el suelo. ACCTOBILLOML (g) = aceleración parcial del tobillo en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOAP (g) = aceleración parcial del tobillo en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOZ (g) = aceleración parcial del tobillo en eje vertical cuando GRF es máxima. ACCRODILLAML (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCROdillaAP (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCRODILLAZ (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje vertical cuando GRF es máxima. 120 Comparando ambos grupos (Tabla 12) puede evidenciarse un incremento en 3.15 puntos de media en las VGRF en el GE después de las 12 semanas de entrenamiento, aunque el efecto del programa no está claro. También se observó una reducción probable de la FuerzaML (-32.4% [90%LC: -53.4; -2.1]), de la FuerzaAP (-36.3% [90%LC: -57.3; -5.0]) y del TdC (-10.1% [90%LC: -18.9; -0.2]) en el GE al compararlo con GC. Precisamente respecto a estas variables se encontraron diferencias significativas entre los grupos (p≤0.05). Además, el IZ se incrementó en el GE posiblemente debido al programa (-5.7% [90%LC: -12.6; 1.8]). Sin embargo, tanto el IML como en el IAP el efecto no fue claro. Respecto a la aceleración, a pesar de encontrar un incremento en la ACCTOBILLOTOTAL y en ACCTOBILLOAP después de las 12 semanas de entrenamiento, los efectos no son claros en ninguno de los dos casos. En caso de la ACCTOBILLOML el incremento fue posiblemente debido al programa (-6.1% [90%LC: - 14.4; 2.9]), mientras que en la ACCTOBILLOZ fue probablemente debido a éste (7.3% [90%LC: -16.0; 17.1]). Finalmente, en el caso de la rodilla, tanto para la ACCRODILLAZ - 20.1% [90%LC: -27.7; -12.0]), en ACCRODILLAML (-40.9% [90%LC: -62.1; -7.7]) como en ACCRODILLAAP (-15.6% [90%LC: -28.1; 0.4]), el programa de entrenamiento influiría probablemente para reducir este parámetrohallándose, además, diferencias significativas entre los grupos en los 3 ejes (p≤0.05). 121 Tabla 12. Cambios intergrupos en los parámetros cinéticos después de las 12 semanas GE vs GC respecto al SC30 Intergrupos % (95%LC) pa Diferencias VARIABLES % (90% LC) Cambio VGRF (N/Kg) .744 -6.3 (-20.5; 10.4) 53/36/11% FuerzaML (N/Kg) .022* -32.4 (-53.4; -2.1) 93/5/2% FuerzaAP (N/Kg) .035* -36.3 (-57.3; -5.0) 88/12/1% TdC (s) .001* -10.1 (-18.9; -0.2) 2/10/88% Iz (N*s) .030* -5.7 (-12.6; 1.8) 53/46/1% IAP (N*s) .007* -89.3 (-99.4; 89.4) 88/5/7% IML (N*s) .675 -49.7 (-94.1; 330.8) 62/19/20% ACCTOBILLOTOTAL (g) .343 2.4 (-4.0; 9.3) 13/32/54% ACCTOBILLOML (g) .068 -6.1 (-14.4; 2.9) 71/24/4% ACCTOBILLOAP (g) .780 7.5 (-9.7; 28.0) 12/27/60% ACCTOBILLOZ (g) .001* 7.3 (-16; 17.1) 81/15/4% ACCRODILLAML (g) .001* -40.9 (-62.1; -7.7) 96/2/2% ACCRODILLAAP (g) .002* -15.6 (-28.1; 0.4) 90/7/3% ACCRODILLAZ (g) .001* -20.1 (-27.7; -12.0) 100/0/0% Abreviaturas: LC: límite de confidencia a diferencias de los cambios entre grupos. b Tamaño del efecto estandarizado NOTA: Todas las diferencias están presentadas como mejoras (positivas), de manera que las diferencias positivas y negativas están en la misma dirección. VGRF (N) = fuerza de reacción contra el suelo. FuerzaML (N) = fuerza ejercida en el eje medio-lateral. FuerzaAP (N)= Fuerza ejercida en el eje antero-posterior. TdC (s) = tiempo de contacto con el suelo durante el cambio de dirección. Iz (N*s) = impulso ejercido sobre el eje vertical. ImpulsoAP (N*s) = impulso ejercido sobre el eje antero-posterior. ImpulsoML (N*s) = impulso ejercido sobre el eje medio-lateral. ACCTOBILLOTOTAL (g) = aceleración total localizada en el tobillo durante el contacto con el suelo. ACCTOBILLOML (g) = aceleración parcial del tobillo en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOAP (g) = aceleración parcial del tobillo en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOZ (g) = aceleración parcial del tobillo en eje vertical cuando GRF es máxima. ACCRODILLAML (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCROdillaAP (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCRODILLAZ (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje vertical cuando GRF es máxima. 128 De manera gráfica la Figura 30 muestra el efecto del programa de entrenamiento sobre los parámetros cinéticos entre los grupos GC y GE. El cambio probable en la FuerzaML en el GE manifiesta cómo el entrenamiento repercutió sobre esta variable respecto al GC de forma fuerte. Del mismo modo, la intervención posiblemente fuera la responsables de los cambios en la FuerzaAP. En el resto de variables representadas en la figura, el efecto no fue claro. Figura 30. Efecto comparado del programa de entrenamiento en ambos grupos en relación a las variables cinéticas durante SC45. TdC (s) = tiempo de contacto. FuerzaML (N) = fuerza en el eje ML. VGRF (N) = fuerza de reacción contra el suelo en el eje vertical. FuerzaAP (N) = fuerza en el eje AP. IZ (N*s) = impulso mecánico en el eje vertical. IML (N*s) = Impulso mecánico en el eje ML. IAP (N*s) = impulso mecánico en el eje AP. Las barras indican el cambio de las medias con el 90% de intervalo de confianza. Los parámetros cinéticos de aceleración también fueron reflejados en la Figura 31, la cual muestra un cambio en el GC respecto al GE probable a favor del incremento de la ACCTOBILLOML y de rodilla en todos los ejes. Sin embargo, posiblemente debido al programa de entrenamiento el tamaño del efecto contribuyó a un incremento en la ACCTOBILLOAP. 129 Figura 31. Efectocomparado del programa de entrenamiento en ambos grupos en relación a las variables cinéticas de aceleración durante SC45. ACCTOBILLOTOTAL (g) = aceleración total localizada en el tobillo durante el contacto con el suelo. ACCTOBILLOML (g) = aceleración parcial del tobillo en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOAP (g) = aceleración parcial del tobillo en eje anteroposterior cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOZ (g) = aceleración parcial del tobillo en eje vertical cuando GRF es máxima. ACCRODILLAML (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCROdillaAP (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCRODILLAZ (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje vertical cuando GRF es máxima. Por otro lado, se analizaron los parámetros intragrupos de las variables cinéticas de cada grupo durante el SC45ml (Tabla 15). En el GE tanto la FuerzaML (-46.6% [90%LC: -51.3; -41.5) como la FuerzaAP (-47.8% [90%LC: -54.5; -40.1) se redujeron después del programa de entrenamiento con total certeza debido al propio programa. Posiblemente, el TdC también se redujo gracias al programa (-6.6% [90%LC: -11.0; -2.0). La ACCTOBILLOML se disminuyó muy probablemente por el programa de intervención (- 4.8% [90%LC: -8.5; -1.1), acompañándose este descenso con el aumento de la ACCTOBILLOZ probablemente a causa del entrenamiento (9.6% [90%LC: 2.5; 17.3). También se redujo la ACCRODILLAML (-41.0% [90%LC: -47.4; 33.9), ACCRODILLAAP (- 28.2% [90%LC: -35.7; -19.8) y ACCRODILLAZ (-15.4% [90%LC: -29.8; 2.0). 130 Tabla 15. Cambios intragrupos en los parámetros cinéticos en SC45ml después del programa de entrenamiento en el GE y GC Fase 1 Fase 2 GE GC VARIABLES GE GC GE GC Tamaño del efecto Cambio Tamaño del efecto Cambio VGRF (N/Kg) 27.56 (7.10) 27.06 (9.38) 30.12 (9.07) 27.08 (6.63) 0.29 (-0.04; 0.64) 67/32/1% 0.08 (-0.18; 0.35) 23/73/4% FuerzaML (N/Kg) 8.88 (2.70) 7.78 (1.77) 4.55 (1.5) 4.96 (1.81) -1.84 (-2.11; -1.57) 0/0/100% -2.37 (-3.50; -1.23) 0/0/100% FuerzaAP (N/Kg) 11.37 (4.5) 9.45 (5.60) 5.94 (2.42) 5.28 (2.19) -1.42 (-1.72; -1.12) 0/0/100% -0.42 (-0.78; -0.07) 0/15/85% TdC (s) .255 (.06) .271 (.04) .234 (.04) .301 (.02) -0.27 (-0.46; -0.08) 0/27/72% 0.66 (0.30; 1.02) 98/2/0% Iz (N*s) 3.24 (.88) 3.42 (.64) 3.69 (.71) 3.73 (.96) -0.10 (-0.30; 0.11) 1/79/20% -0.08 (-0.23; 0.08) 0/90/10% IAP (N*s) .5302 (.79) -.0865 (.56) .5390 (.84) .1274 (.88) 0.26 (-0.14; 0.65) 60/37/3% 0.00 (-0.48; 0.47) 24/52/24% IML (N*s) .1917 (.54) -.2171 (.62) .1505 (.91) .6211 (1.23) 0.60 (0.19; 1.00) 95/5/0% 1.00 (0.53; 1.46) 100/0/0% ACCTOBILLOTOTAL (g) 7.84 (.81) 7.82 (1.18) 8.01 (.50) 7.95 (.46) 0.19 (-0.25; 0.62) 48/45/7% 0.16 (-0.18; 0.49) 41/55/4% ACCTOBILLOML (g) 4.93 (.21) 4.55 (1.05) 4.69 (.44) 4.66 (.58) -1.08 (-1.94; -0.23) 1/4/96% 0.20 (-0.12; 0.51) 49/49/2% ACCTOBILLOAP (g) 4.16 (1.07) 4.46 (.79) 4.35 (.52) 4.32 (.55) 0.22 (-0.12; 0.56) 54/44/2% -0.07 (-0.43; 0.29) 10/62/27% ACCTOBILLOZ (g) 4.35 (.71) 4.38 (1.02) 4.73 (.41) 4.84 (.36) 0.51 (0.13; 0.88) 91/9/0% 0.32 (-0.06; 0.70) 70/28/1% ACCRODILLAML (g) 3.34 (.65) 3.57 (.39) 1.94 (.53) 3.08 (.52) -2.45 (-2.98; -1.92) 0/0/100% -1.36 (-1.98; -0.74) 0/0/100% ACCRODILLAAP (g) 3.76 (.36) 3.80 (.29) 2.62 (.83) 2.82 (.81) -3.32 (-4.42; -2.22) 0/0/100% -5.05 (-6.58; -3.52) 0/0/100% ACCRODILLAZ (g) .6308 (.10) .5910 (.12) .5568 (.23) .6248 (.12) -0.92 (-1.94; 0.11) 4/8/88% 0.35 (-0.13; 0.84) 70/26/3% NOTA: Todas las diferencias están presentadas como mejoras (positivas), de manera que las diferencias positivas y negativas están en la misma dirección. VGRF (N) = fuerza de reacción contra el suelo. FuerzaML (N) = fuerza ejercida en el eje medio-lateral. FuerzaAP (N)= Fuerza ejercida en el eje antero-posterior. TdC (s) = tiempo de contacto con el suelo durante el cambio de dirección. Iz (N*s) = impulso ejercido sobre el eje vertical. ImpulsoAP (N*s) = impulso ejercido sobre el eje antero-posterior. ImpulsoML (N*s) = impulso ejercido sobre el eje medio-lateral. ACCTOBILLOTOTAL (g) = aceleración total localizada en el tobillo durante el contacto con el suelo. ACCTOBILLOML (g) = aceleración parcial del tobillo en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOAP (g) = aceleración parcial del tobillo en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOZ (g) = aceleración parcial del tobillo en eje vertical cuando GRF es máxima. ACCRODILLAML (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCROdillaAP (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCRODILLAZ (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje vertical cuando GRF es máxima. 131 Finalmente, se analizaron los cambios cinéticos comparándose el efecto del programa de entrenamiento entre los grupos (Tabla16). A pesar de hallar un incremento en VGRF en ambos grupos durante el SC45ml, que ese cambio se deba al programa de entrenamiento no está claro (6.7% [90%LC: -9.7; 26.0). Por su parte, el cambio producido en el GE respecto al GC en la FuerzaML posiblemente sea debido al efecto del entrenamiento (16.2% [90%LC: -28.1; 87.2), donde además puede observarse una diferencia significativa entre ambos grupos (p=0.012). De igual modo, respecto al TdC se redujo éste en el GE probablemente debido al programa (-10.0% [90%LC: -18.3; - 0.9), encontrándose de nuevo en esta variable diferencias significativas entre los grupos (p=0.01). Por otro lado, el IAP aumentó en 0.0409 puntos en el GC después de las 12 semanas, y en 0.0088 en el GE posiblemente debido al programa. Sin embargo, se observó que el IML aumentó en el GC y se redujo en el GE posiblemente después de las 12 semanas (-36.6% [90%LC: -73.3; 50.5). Respecto a la ACCTOBILLOML, ésta se redujo en el GE respecto al GC probablemente debido a la intervención. Sin embargo, el efecto sobre la ACCTOBILLOZ tuvo una tendencia inversa, aunque el efecto no estuvo claro (-21.2% [90%LC: -46.4; 15.8) . Para la aceleración de la rodilla, el GE experimentó cambios reflejados como una reducción en todos sus ejes debido al programa de entrenamiento de manera totalmente certera para la ACCRODILLAML (-36.6% [90%LC: -46.7; -24.6) y probable para la ACCRODILLAZ (-14.2% [90%LC: -31.9; 8.2). 132 Tabla 16. Cambios intergrupos en los parámetros cinéticos después de las 12 semanas GE vs GC respecto al SC45ml Intergrupos % (95%LC) pa Diferencias VARIABLES % (90% LC) Cambio VGRF (N/Kg) .274 6.7 (-9.7; 26.0) 52/38/11% FuerzaML (N/Kg) .012* 16.2 (-28.1; 87.8) 74/21/5% FuerzaAP (N/Kg) .343 -10.1 (-38.1; 30.5) 14/41/45% TdC (s) .001* -10.0 (-18.3; -0.9) 1/12/87% Iz (N*s) .038* 3.7 (-5.5; 13.9) 31/65/4% IAP (N*s) .001* 79.9 (-20.0; 355.7) 73/22/5% IML (N*s) .012* -36.6 (-73.3; 50.5) 5/23/71% ACCTOBILLOTOTAL (g) .604 -6.9 (-17.5; 5.1) 7/26/68% ACCTOBILLOML (g) .417 -9.5 (-17.1; -1.1) 1/7/92% ACCTOBILLOAP (g) .511 3.4 (-17.9; 30.3) 38/40/22% ACCTOBILLOZ (g) .921 -21.2 (-46.4; 15.8) 7/22/71% ACCRODILLAML (g) .001* -36.6 (-46.7; -24.6) 0/0/100% ACCRODILLAAP (g) .001* 14.3 (-8.7; 43.2) 81/6/13% ACCRODILLAZ (g) .394 -14.2 (-31.9; 8.2) 5/13/82% Abreviaturas: LC: nivel de confianza a diferencias de los cambios entre grupos. b Tamaño del efecto estandarizado NOTA: Todas las diferencias están presentadas como mejoras (positivas), de manera que las diferencias positivas y negativas están en la misma dirección. VGRF (N) = fuerza de reacción contra el suelo. FuerzaML (N) = fuerza ejercida en el eje medio-lateral. FuerzaAP (N)= Fuerza ejercida en el eje antero-posterior. TdC (s) = tiempo de contacto con el suelo durante el cambio de dirección. Iz (N*s) = impulso ejercido sobre el eje vertical. ImpulsoAP (N*s) = impulso ejercido sobre el eje antero-posterior. ImpulsoML (N*s) = impulso ejercido sobre el eje medio-lateral. ACCTOBILLOTOTAL (g) = aceleración total localizada en el tobillo durante el contacto con el suelo. ACCTOBILLOML (g) = aceleración parcial del tobillo en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOAP (g) = aceleración parcial del tobillo en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOZ (g) = aceleración parcial del tobillo en eje vertical cuando GRF es máxima. ACCRODILLAML (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCROdillaAP (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCRODILLAZ (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje vertical cuando GRF es máxima. 133 El tamaño del efecto del experimento sobre las variables cinéticas durante el SC45ml fue estudiado de manera gráfica (Figura 32). De ese modo, tanto VGRF, FuerzaML, IML e IAP fueron modificadas posiblemente debido a la intervención. Por su parte, el TdC sufrió un incremento en el GC respecto al GE probablemente debido a no desarrollar el programa de entrenamiento. Figura 32. Efecto comparado del programa de entrenamiento en ambos grupos en relación a las variables cinéticas durante SC45ml. TdC (s) = tiempo de contacto. FuerzaML (N) = fuerza en el eje ML. VGRF (N) = fuerza de reacción contra el suelo en el eje vertical. FuerzaAP (N) = fuerza en el eje AP. IZ (N*s) = impulso mecánico en el eje vertical. IML (N*s) = Impulso mecánico en el eje ML. IAP (N*s) = impulso mecánico en el eje AP. Las barras indican el cambio de las medias con el 90% de intervalo de confianza. Además, el tamaño del efecto del programa de intervención sobre las variables de aceleración fue presentado visualmente (Figura 33) y en él puede comprobarse cómo este efecto hizo que la ACCTOBILLOZ y la de rodilla en todos sus ejes se modificara con rigurosa probabilidad. 134 Figura 33. Efecto comparado del programa de entrenamiento en ambos grupos en relación a las variables cinéticas de aceleración durante SC45ml. ACCTOBILLOTOTAL (g) = aceleración total localizada en el tobillo durante el contacto con el suelo. ACCTOBILLOML (g) = aceleración parcial del tobillo en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOAP (g) = aceleración parcial del tobillo en eje anteroposterior cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOZ (g) = aceleración parcial del tobillo en eje vertical cuando GRF es máxima. ACCRODILLAML (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCROdillaAP (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCRODILLAZ (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje vertical cuando GRF es máxima. En cuanto a los cambios en los aterrizajes también se analizó las modificaciones intragrupo en la cinética en ambos grupos (Tabla 17). A pesar que tanto en el PF1 (0.3 % [90%LC: -6.7; 7.9) como en el PF2 (0.9% [90%LC: -4.7; 6.8) los efectos no fueron claros, la reducción en los valores de FuerzaML+ (-49.4% [90%LC: -58.3; -38.6), FuerzaML- (-64.8% [90%LC: -77.5; -44.9), FuerzaAP+ (-43.9% [90%LC: -54.1; -31.5) , FuerzaAP- (-39.6% [90%LC: -50.1; -27.1), TdE (-44.2% [90%LC: -49.9; -37.9), IZ (- 47.3% [90%LC: -54.3; -39.3) e IAP (-61.9% [90%LC: -73.1; -46.0) fue con total certeza debida al programa de entrenamiento en el GE. Respecto a la aceleración, tanto de tobillo como de rodilla, en el GE se incrementó después del entrenamiento en todos los ejes. Sin embargo, el cambio producido en la ACCRODILLAML no fue claro (-5.7% [90%LC: -45.5; 63.0). Respecto al GC puede observarse que el PF1 se incrementó probablemente después del periodo de 12 semanas transcurrido (14.8% [90%LC: 1.6; 135 29.8). Sin embargo, el aumento de PF2 no fue claro (4.1% [90%LC: -0.8; 9.3). No obstante, en el TdE hubo un incremento de 0.34 segundos de media, aunque el efecto del paso del tiempo sobre este incrementono fuen claro (12.0% [90%LC: -8.1; 36.5) . 136 Tabla 17. Cambios intragrupos en los parámetros cinéticos en aterrizajes después del programa de entrenamiento en el GE y GC Fase 1 Fase 2 GE GC VARIABLES GE GC GE GC Tamaño del efecto Cambio Tamaño del efecto Camibio PF1 (N/Kg) 18.29 (5.68) 15.97 (4.02) 18.30 (5.27) 18.27 (5.37) 0.01 (-0.24; 0.26) 11/81/8% 0.49 (0.06; 0.92) 87/13/1% PF2 (N/Kg) 47.97 (8.30) 45.07 (7.36) 48.44 (9.30) 46.80 (6.80) 0.05 (-0.25; 0.34) 19/73/8% 0.24 (-0.05; 0.53) 59/35/6% FuerzaML+ (N/Kg) 9.31 (3.43) 9.03 (2.59) 4.41 (1.22) 4.52 (1.10) -1.14 (-1.47; -0.82) 0/0/100% -2.31 (-2.60; -2.02) 0/0/100% FuerzaML- (N/Kg) 1.20 (.97) .94 (.85) .40 (.33) .63 (.40) -0.90 (-1.29; -0.52) 0/0/100% -0.51 (-0.89; -0.12) 0/9/91% FuerzaAP+ (N/Kg) 2.59 (1.29) 2.51 (1.24) 1.21 (.54) 1.35 (.44) -0.82 (-1.11; -0.54) 0/0/100% -1.34 (-1.76; -0.92) 0/0/100% FuerzaAP- (N/Kg) 2.62 (1.63) 2.85 (1.43) 1.45 (.78) 1.59 (.69) -0.68 (-0.94; -0.43) 0/0/100% -0.97 (-1.34; -0.60) 0/0/100% TdEst (s) 2.06 (.46) 1.98 (.48) 1.13 (.14) 2.32 (1.10) -2.48 (-2.94; -2.03) 0/0/100% 0.44 (-0.33; 1.20) 70/22/8% Iz (N*s) 21.97 (6.73) 20.92 (5.22) 11.52 (3.12) 20.45 (9.21) -2.13 (-2.61; -1.66) 0/0/100% -0.34 (-0.94; 0.27) 7/28/65% IAP (N*s) .20 (.25) .21 (.25) .05 (.03) .09 (.18) -0.94 (-1.28; -0.60) 0/0/100% -1.31 (-1.86; -0.77) 0/0/100% IML (N*s) .79 (.33) .78 (.23) .35 (.05) .36 (.09) -0.45 (-0.77; -0.13) 0/10/90% -1.96 (-2.52; -1.40) 0/0/100% ACCTOBILLOTOTAL (g) 6.56 (1.45) 8.36 (.79) 8.09 (2.94) 8.91 (3.72) -0.79 (-1.35;-0.22) 0/4/96% 0.26 (-0.66; 1.19) 55/25/20% ACCTOBILLOML (g) 4.15 (1.04) 4.93 (.59) 4.40 (3.59) 5.56 (4.64) -0.40 (-1.23; 0.43) 11/23/66% -0.07 (-1.18; 1.05) 34/24/42% ACCTOBILLOAP (g) 3.35 (1.28) 4.72 (.97) 4.16 (1.01) 4.23 (.77) 0.50 (0.03; 0.97) 86/14/1% 0.08 (-0.26; 0.41) 27/65/9% ACCTOBILLOZ (g) 3.53 (1.28) 4.73 (.61) 4.86 (.24) 4.64 (.99) 0.82 (0.52; 1.13) 100/0/0% -0.53 (-1.72; 0.67) 15/17/68% ACCRODILLAML (g) 2.78 (1.69) 4.65 (1.36) 3.10 (2.69) 4.38 (1.57) -0.06 (-0.65; 0.52) 23/43/35% -0.42 (-0.98; 0.13) 3/13/75% ACCRODILLAAP (g) 1.65 (1,38) 4.36 (1.47) 2.58 (1.59) 3.81 (1.44) 0.44 (/0.04;0.92) 80/18/2% -0.39 (-0.66; -0.11) 0/13/87% ACCRODILLAZ (g) 2.15 (1.67) 4.62 (.95) 4.74 (.48) 4.51 (1.11) 0.94 (0.62; 1.26) 100/0/0% -0.12 (-0.65; 0.41) 16/45/40% NOTA: Todas las diferencias están presentadas como mejoras (positivas), de manera que las diferencias positivas y negativas están en la misma dirección. PF1 (N/Kg) = fuerza de reacción contra el suelo en el primer contacto con el suelo. PF2 (N/Kg) = pico de fuerza vertical máximo durante el aterrizaje. FuerzaML- (N/Kg) = fuerza en el eje medio-lateral ejercida en varo. FuerzaML+ (N/Kg) = fuerza en el eje medio-lateral ejercida en valgo. FuerzaAP- (N/Kg)= Fuerza en el eje antero-posterior ejercida hacia atrás. FuerzaAP+ (N/Kg)= Fuerza en el eje antero-posterior ejercida hacia delante. TdEst (s) = tiempo de estabilización después del aterrizaje. Iz (N*s) = impulso ejercido sobre el eje vertical. ImpulsoAP (N*s) = impulso ejercido sobre el eje antero-posterior. ImpulsoML (N*s) = impulso ejercido sobre el eje medio-lateral. ACCTOBILLOTOTAL (g) = aceleración total localizada en el tobillo durante el contacto con el suelo. ACCTOBILLOML (g) = aceleración parcial del tobillo en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOAP (g) = aceleración parcial del tobillo en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCTOBILLOZ (g) = aceleración parcial del tobillo en eje vertical cuando GRF es máxima. ACCRODILLAML (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje medio-lateral cuando GRF es máxima. ACCROdillaAP (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje antero-posterior cuando GRF es máxima. ACCRODILLAZ (g) = aceleración parcial de la rodilla en eje vertical cuando GRF es máxima. 137 Finalmente, los cambios producidos intergrupo durante los aterrizajes se reflejan en la Tabla 18. Probablemente, el programa de entrenamiento incidiera en que el PF1 se mantuviera constante en el GE respecto al GC donde esta variable se vio incrementada en 2.3 N (0.3% [90%LC: -6.7; 7.9). Sólo la FuerzaML- (hacia fuera o varo) se redujo probablemente debido al entrenamiento (-49.4% [90%LC: -58.3; -38.6). Sin embargo, el TdE se redujo con total certeza debido al programa de entrenamiento en el GE en 0.93 segundos respecto al GC, manifestándose diferencias significativas entre los dos grupos después de las 12 semanas (p=0.008). Una reducción del IZ muy probablemente debida al entrenamiento se produjo en el GE respecto al GC (-47.3% [90%LC: -54.3; - 39.3), en la cual se halló además diferencias significativas entre ambos grupos (p=0.038). Además, el IML también se redujo aunque de manera menos fuerte o posible. Por otra parte, la ACCTOBILLOTOTAL se incrementó probablemente debido al programa de entrenamiento en el GE respecto al GC (-18.4% [90%LC: -29.5; -5.6). Además, la ACCTOBILLOML y la ACCTOBILLOAP también se incrementaron en el GE debido al programa de intervención, aunque el efecto no fue claro. El efecto sobre la ACCTOBILLOZ fue más fuerte, siendo muy problable que el programa de entrenamiento fuera el responsable de incrementar en 1.33 puntos este parámetro en el GE (-50.8% [90%LC: 29.4; 75.6). A pesar de ello, no se encontraron diferencias significativas entre los grupos (p>0.05). De nuevo respecto a la ACCRODILLAZ se incrementó en 2.59 puntos en el GE muy probablemente debido al programa de entrenamiento, pero no se hallaron diferencias intergrupos (p>0.05). 144 Tabla 21. Cinemática en la Fase 0 en cambio de dirección y diferencias entre hombres y muejres SC30 SC45 SC45ml VARIABLES Hombres Mujeres P Hombres Mujeres P Hombres Mujeres p AnguloinRodilla (grados º) 144.04 (7.48) 146.56 (8.06) .080 145.33 (7.53) 145.13 (6.43) .891 139.88 (9.39) 146.32 (10.01) .000* AngulomaxRodilla (grados º) 122.86 (9.28) 125.13 (11.97) .229 124.74 (8.80) 126.75 (9.22) .239 118.20 (14.34) 125.56 (12.40) .006* AnguloinCadera (grados º) 42.63 (3.00) 42.13 (2.77) .366 41.42 (5.66) 41.94 (5.68) .623 40.93 (4.74) 41.00 (4.01) .938 AngulomaxCadera (grados º) 60.97 (5.28) 59.37 (6.12) .125 51.01 (6.67) 51.97 (5.29) .427 54.29 (5.42) 54.43 (5.22) .891 AnguloinTronco (grados º) 104.45 (6.53) 104.72 (5.87) .819 105.07 (5.39) 105.32 (4.39) .799 98.91 (4.87) 99.08 (4.44) .855 AngulomaxTronco (grados º) 93.09 (5.56) 92.59 (4.76) .624 94.82 (5.92) 95.51 (5.10) .524 78.00 (6.61) 76.72 (6.18) .299 AnguloinTobillo (grados º) 98.47 (6.58) 101.13 (7.55) .040* 99.01 (5.51) 98.81 (4.56) .837 98.59 (4.98) 99.51 (6.12) .357 AngulomaxTobillo (grados º) 59.10 (7.22) 61.48 (8.05) .091 57.91 (5.29) 54.97 (5.25) .004* 57.13 (4.31) 56.37 (4.24) .351 Rango_Dorsiflexion (grados º) 39.36 (3.26) 39.64 (3.56) .658 41.10 (5.10) 43.83 (5.81) .007* 41.46 (4.81) 43.13 (5.18) .072 Datos expresados media y SD. AnguloinRodilla (º) = ángulo de flexión de rodilla durante el primer contacto. AngulomaxRodilla (º) = ángulo de flexión de rodilla durante el VGRF. AnguloinCadera (º) = ángulo de flexión de cadera durante el primer contacto. AngulomaxCAdera (º) = ángulo de flexión de cadera durante el VGRF. AnguloinTronco (º) = ángulo de flexión de tronco durante el primer contacto. AngulomaxTronco (º) = ángulo de flexión de tronco durante el VGRF. AnguloinTobillo (º) = ángulo de flexión de tobillo durante el primer contacto. AngulomaxTobillo (º) = ángulo de flexión de tobillo durante el VGRF. Rango_Dorsoflexion (º) = flexión desde que el sujeto mantenía el primer contacto hasta que se producía la flexión máxima. 145 Respecto a los aterrizajes, no se hallaron diferencias significativas entre hombres y mujeres durante la Fase 0 (p>0.05) (Tabla 22). Tabla 22. Cinemática en la Fase 0 durante aterrizajes y diferencias entre hombres y mujeres VARIABLE Hombres Mujeres P AnguloinRodilla (grados º) 145.57 (6.32) 147.13 (5.87) .184 AngulomaxRodilla (grados º) 115.99 (9.81) 118.83 (9.15) .120 AnguloinCadera (grados º) 10.14 (1.68) 9.67 (2.22) .177 AngulomaxCadera (grados º) 21.09 (1.29) 20.67 (1.63) .111 AnguloinTronco (grados º) 102.93 (3.25) 103.08 (3.20) .809 AngulomaxTronco (grados º) 59.26 (2.68) 59.59 (2.38) .498 AnguloinTobillo (grados º) 93.62 (2.50) 94.40 (2.91) .112 AngulomaxTobillo (grados º) 51.95 (3.83) 53.13 (3.80) .105 Rango_Dorsiflexion (grados º) 41.66 (4.30) 41.27 (4.42) .630 Datos expresados media y SD. AnguloinRodilla (º) = ángulo de flexión de rodilla durante el primer contacto. AngulomaxRodilla (º) = ángulo de flexión de rodilla durante el VGRF. AnguloinCadera (º) = ángulo de flexión de cadera durante el primer contacto. AngulomaxCAdera (º) = ángulo de flexión de cadera durante el VGRF. AnguloinTronco (º) = ángulo de flexión de tronco durante el primer contacto. AngulomaxTronco (º) = ángulo de flexión de tronco durante el VGRF. AnguloinTobillo (º) = ángulo de flexión de tobillo durante el primer contacto. AngulomaxTobillo (º) = ángulo de flexión de tobillo durante el VGRF. Rango_Dorsoflexion (º) = flexión desde que el sujeto mantenía el primer contacto hasta que se producía la flexión máxima. Estudio experimental (Fases 1 y 2) Al analizar el efecto de las 12 semanas de intervención sobre los parámetros cinemáticos pudo evidenciarse que durante el SC30, los cambios producidos en el GE fueron con total certeza debidos al programa de entrenamiento para todas las articulaciones (Tabla 23). Además, el GC experimentó cambios en el AngulomaxRodilla, sufriendo un incremento de 4.53º probablemente debido al transcurso de las 12 semanas (3.8% [90%LC: 0.6; 7.0). En el resto de ángulos, los cambios no fueron claros. 146 Tabla 23. Cambios intragrupos en los parámetros cinemáticos en SC30 después del programa de entrenamiento en el GE y GC Fase 1 Fase 2 GE GC VARIABLES GE GC GE GC Tamaño del efecto Cambio Tamaño del efecto Cambio ÁnguloinRodilla (grados º) 143.93 (9.00) 153.21 (11.15) 136.62 (4.33) 151.35 (7.91) -0.96 ( -1.24; - 0.69) 0/0/100% -0.14 (-0.41; 0.14) 7/65/38% ÁngulomaxRodilla (grados º) 129.27 (8.95) 123.64 (11.03) 115.41 (8.82) 128.17 (10.00) -1.57 (-2.03; - 1.12) 0/0/100% 0.39 (0.07; 0.72) 84/16/0% ÁnguloinCadera (grados º) 46.44 (8.99) 36.96 (11.10) 53.37 (4.33) 38.64 (7.91) 0.70 (0.43; 0.97) 0/0/100% 0.22 (-0.03; 0.46) 51/49/7% ÁngulomaxCadera (grados º) 60.86 (9.12) 66.28 (11.11) 74.58 (8.82) 61.82 (10.00) 1.35 (0.96; 1.74) 100/0/0% -0.41 (-0.80; - 0.01) 6/19/86% ÁnguloinTronco (grados º) 106.44 (8.99) 96.96 (11.10) 134.58 (8.82) 101.82 (10.00) 2.63 (2.26; 3.00) 100/0/0% 0.11 (0.05; 0.30) 94/0/6% ÁngulomaxTronco (grados º) 92.03 (13.97) 67.64 (15.21) 113.37 (4.33) 68.63 (7.91) 1.30 (1.02; 1.58) 100/0/0% 0.09 (-0.41;0.26) 93/1/6% NOTA: Todas las diferencias están presentadas como mejoras (positivas), de manera que las diferencias positivas y negativas están en la misma dirección. ÁnguloinRodilla (º) = ángulo de flexión de rodilla durante el primer contacto. ÁngulomaxRodilla (º) = ángulo de flexión de rodilla durante el VGRF. ÁnguloinCadera (º) = ángulo de flexión de cadera durante el primer contacto. ÁngulomaxCadera (º) = ángulo de flexión de cadera durante el VGRF. ÁnguloinTronco (º) = ángulo de flexión de tronco durante el primer contacto. ÁngulomaxTronco (º) = ángulo de flexión de tronco durante el VGRF 147 La comparativa entre grupos durante el SC30 después del programa de intervención se muestra en la Tabla 24. Muy probablemente debido al programa de entrenamiento, el GE experimentó una reducción en elAnguloinRodilla respecto al GC (-4.8% [90%LC: - 7.5; -2.0), siendo estas diferencias significativas (p=0.006). Las mismas se acentuaron de nuevo significativamente (p=0.001) respecto al AngulomaxRodilla, debido con total certeza al programa de entrenamiento (-15.4% [90%LC: -20.4; -10.2). De nuevo, los cambios en el AnguloinCadera se incrementaron en el GE respecto al GC probablemente debido al programa (12.4% [90%LC: -0.6; 27.2), hallándose en el AngulomaxCadera un incremento con total certeza debido al entrenamiento (38.8% [90%LC:22.3; 57.5). y muy probablemente un incremento en el AngulomaxTronco (-16.0% [90%LC: -24.4; - 6.7); en todas ellas se encontraron diferencias significativas entre los grupos (p≤0.05). 148 Tabla 24. Cambios en los parámetros cinemáticos después de las 12 semanas GE vs GC durante SC30 Intergrupos % (95%LC) pa Diferencias Variables % (90% LC) Cambios ÁnguloinRodilla (grados º) .006* -4.8 (-7.5; -2.0) 98/2/0% ÁngulomaxRodilla (grados º) .001* -15.4 (-20.4; -10.2) 100/0/0% ÁnguloinCadera (grados º) .026* 12.4 (-0.6; 27.2) 78/21/1% ÁngulomaxCadera (grados º) .001* 38.8 (22.3; 57.5) 100/0/0% ÁnguloinTronco (grados º) .319 2.4 (-4.2; 9.4) 52/36/12% ÁngulomaxTronco (grados º) .007* -16.0 (-24.4; -6.7) 97/3/0% Abreviatura: LC = límite de confianza NOTA: Todas las diferencias están presentadas como mejoras (positivas), de manera que las diferencias positivas y negativas están en la misma dirección. a diferencias de los cambios entre grupos. b Tamaño del efecto estandarizado ÁnguloinRodilla (º) = ángulo de flexión de rodilla durante el primer contacto. ÁngulomaxRodilla (º) = ángulo de flexión de rodilla durante el VGRF. ÁnguloinCadera (º) = ángulo de flexión de cadera durante el primer contacto. ÁngulomaxCadera (º) = ángulo de flexión de cadera durante el VGRF. ÁnguloinTronco (º) = ángulo de flexión de tronco durante el primer contacto. ÁngulomaxTronco (º) = ángulo de flexión de tronco durante el VGRF. 149 A continuación se reflejan de manera gráfica los cambios cinemáticos entre los grupos (Figura 36), donde el tamaño del efecto del programa sugiere que todos los ángulos analizados se modifican debido al programa de entrenamiento mejorando con mucha probabilidad en los sujetos del GE respecto al GC. De hecho, muy probablemente el AnguloinRodilla y el AngulomaxTronco lo harán de manera significativa. El mayor efecto lo encontramos en la AngulomaxRodilla y en el AngulomaxCadera, donde lo más probable es que el entrenamiento fuera el responsable de los cambios. Figura 36. Efectocomparado del programa de entrenamiento en ambos grupos en relación a las variables cinemáticas durante SC30. ÁnguloinRodilla (º) = ángulo de flexión de rodilla durante el primer contacto. ÁngulomaxRodilla (º) = ángulo de flexión de rodilla durante el VGRF. ÁnguloinCadera (º) = ángulo de flexión de cadera durante el primer contacto. ÁngulomaxCadera (º) = ángulo de flexión de cadera durante el VGRF. ÁnguloinTronco (º) = ángulo de flexión de tronco durante el primer contacto. ÁngulomaxTronco (º) = ángulo de flexión de tronco durante el VGRF. Una vez descritos los cambios cualitativos sufridos en el SC30 se aborda el cambio en los parámetros cinemáticos durante el SC45 intragrupales (Tabla 25), el cual indica que todos los cambios producidos en el GE fueron con total certeza debidos al programa de intervención. Así, se redujo el AnguloinRodilla (-6.1% [90%LC: -7.6; -4.6), el AngulomaxRodilla (-7.3% [90%LC: -9.1; -5.4), y se incrementó lel AnguloinCadera (26.4% [90%LC: 16.8; 36.6), AngulomaxCadera (17.9% [90%LC: 12.4; 23.6), 150 AnguloinTronco (25.9% [90%LC: 21.6; 30.3) y AngulomaxTronco (32.1% [90%LC: 24.52; 40.0). Respecto al GC el efecto no fue claro para hallar un cambio en la flexión de rodilla durante el contacto inicial con la plataforma (-0.6% [90%LC: -2.2; 0.9). Sin embargo, probablemente este periodo transcurrido sirvió para que el ángulo de flexión máxima de rodilla se viera modificado en tan solo 3.5º de media (2.9% [90%LC: 0.5; 5.4). 151 Tabla 25. Cambios intragrupos en los parámetros cinemáticos en SC45 después del programa de entrenamiento en el GE y GC, Media ±SD Fase 1 Fase 2 GE GC VARIABLES GE GC GE GC Tamaño del efecto Cambio Tamaño del efecto Cambio ÁnguloinRodilla (grados º) 148.00 (11.11) 152.14 (9.07) 138.68 (5.75) 151.07 (7.30) -0.81 (-1.02; - 0.61) 0/0/100% -0.11 (-0.36; 0.14) 6/67/26% ÁngulomaxRodilla (grados º) 131.75 (9.88) 124.89 (10.17) 122.06 (7.88) 128.39 (7.97) -0.99 (-1.25; - 0.73) 0/0/100% 0.35 (0.07; 0.63) 81/19/0% ÁnguloinCadera (grados º) 42.06 (11.32) 37.85 (8.83) 51.31 (.5.75) 38.70 (6.30) 0.73 (0.49; 0.98) 100/0/0% 0.15 (-0.09; 0.39) 36/63/1% ÁngulomaxCadera (grados º) 58.17 (10.07) 65.35 (10.80) 67.93 (7.88) 61.60 (7.97) 0.87 (0.62; 1.12) 100/0/0% -0.29 (-0.57; 0.00) 0/30/70% ÁnguloinTronco (grados º) 102.06 (11.32) 97.85 (8.83) 127.70 (7.89) 101.60 (7.97) 1.97 (1.67; 2.27) 100/0/0% 0.34 (0.03; 0.65) 100/0/0% ÁngulomaxTronco (grados º) 85.96 (17.05) 70.35 (14.80) 111.31 (5.75) 78.92 (7.30) 1.26 (0.99; 1.52) 100/0/0% 0.26 (0.08; 0.84) 100/0/0% NOTA: Todas las diferencias están presentadas como mejoras (positivas), de manera que las diferencias positivas y negativas están en la misma dirección. ÁnguloinRodilla (º) = ángulo de flexión de rodilla durante el primer contacto. ÁngulomaxRodilla (º) = ángulo de flexión de rodilla durante el VGRF. ÁnguloinCadera (º) = ángulo de flexión de cadera durante el primer contacto. ÁngulomaxCadera (º) = ángulo de flexión de cadera durante el VGRF. ÁnguloinTronco (º) = ángulo de flexión de tronco durante el primer contacto. ÁngulomaxTronco (º) = ángulo de flexión de tronco durante el VGRF 152 Una vez evaluados los cambios intragrupales, en la Tabla 26 pueden observarse los cambios intergrupos durante el SC45, donde el efecto del programa de entrenamiento sobre el GE respecto al GC conllevó con total certeza a una disminución del AnguloinRodilla (-6.5% [90%LC: -9.4; -3.5). y del AngulomaxRodilla (-11.7% [90%LC: -15.2; -8.0). Esto mismo ocurrió para el AngulomaxCadera. Para el AnguloinCadera el efecto fue también muy probablemente debido al programa, existiendo un aumento en GE de 9.25º de media. Exceptuando en tronco, los datos reflejaron diferencias significativas entre ambos grupos en los cambios sufridos en la articulación de la rodilla y de la cadera (p≤0.05). 153 Tabla 26. Cambios intergrupos en los parámetros cinemáticos después de las 12 semanas GE vs GC respecto al SC45, Media ±SD Intergrupos % (95%LC) pa Diferencias Variables % (90% LC) Cambios ÁnguloinRodilla (grados º) .001* -6.5 (-9.4; -3.5) 100/0/0% ÁngulomaxRodilla (grados º) .001* -11.7 (-15.2; -8.0) 100/0/0% ÁnguloinCadera (grados º) .002* 29.1 (11.0; 50.1) 98/2/0% ÁngulomaxCadera (grados º) .001* 30.4 (20.0; 41.7) 100/0/0% ÁnguloinTronco (grados º) .463 4.0 (-2.8; 11.2) 66/28/6% ÁngulomaxTronco (grados º) .365 -4.6 (-15.5; 7.7) 9/43/48% NOTA: Todas las diferencias están presentadas como mejoras (positivas), de manera que las diferencias positivas y negativas están en la misma dirección. a diferencias de los cambios entre grupos. b Tamaño del efecto estandarizado ÁnguloinRodilla (º) = ángulo de flexión de rodilla durante el primer contacto. ÁngulomaxRodilla (º) = ángulo de flexión de rodilla durante el VGRF. ÁnguloinCadera (º) = ángulo de flexión de cadera durante el primer contacto. ÁngulomaxCadera (º) = ángulo de flexión de cadera durante el VGRF. ÁnguloinTronco (º) = ángulo de flexión de tronco durante el primer contacto. ÁngulomaxTronco (º) = ángulo de flexión de tronco durante el VGRF. 256 Además, la muestra del estudio fue de 200 personas. Siguiendo a Cardona (2002), para poblaciones de más de 5000 sujetos el tamaño de la muestra representativo se cifra en 400 sujetos. Según García-Ferrando y Llopis (2011) en 2010 el 54% de la población española analizada en su estudio (de un total de 8925 encuestados) eran jóvenes que practicaban actividad física de manera regular; este 54% supuso un total de 4819 personas. En este caso, el número representativo fue menor de 5000 sujetos, por lo que la cifra representativa debería ser más bajo de 400 personas. A pesar de que nuestra muestra se cifró en 200 sujetos, todavía es poco representativa ya que como indica el último Eurobarómetro (European Commission, 2014), el número total de personas que practica actividad físcia ha aumentado en los últimos años, por lo que la muestra representativa debería ser el doble a la que ha sido utilizada en el presente trabajo. Otra limitación a reseñar es la tasa de respuesta en el follow-up, ya que el cien por cien de la muestra no respondía al completo en cada secuenciación de este seguimiento. Esto puede deberse a la forma de comunicación con los sujetos (correo electrónico). Aunque autores como Hupperets et al. (2010) han considerado el auto-registro como una herramienta válida para procesar un seguimiento, una posible solución a los problemas encontrados podría haber sido llevar a cabo el seguimiento mediante llamadas telefónicas, como así ha sido descrito en numerosos estudios (Stevenson, Hamer, Finch, Eliot y Kresnow, 2000; Mendelbaum et al., 2005; Verhagen et al., 2005). Finalmente y según nuestros resultados, en la mayoría de relaciones individuales entre variables cinéticas, cinemáticas y EMG explicadas mediante correlaciones bivariadas se pierde fortaleza mediante regresiones lineales que aplican un R2 demasiado bajo. Este hecho es salvaguardado en la medida que las variables referenciales incluidas en cada modelo explicativo han servido para garantizar que a través del programa de entrenamiento los parámetros asociados al riesgo de lesión de rodilla pueden ser modulados. A pesar de que durante los meses 1-9 no se encontraran modelos explicativos de fortaleza (excepto en SC30), durante los cambios de dirección y en los aterrizajes el riesgo de lesión respecto a los meses 9-18 puede aminorarse a través del programa específico de entrenamiento propuesto en el presente trabajo. 257 APLICACIONES PRÁCTICAS Y PERSPECTIVAS DE INVESTIGACIÓN 258 14. APLICACIONES PRÁCTICAS Y PERSPECTIVAS DE INVESTIGACIÓN Este trabajo ha demostrado que la población joven que practica actividad física de manera no profesional presenta indicadores de riesgo de lesión de rodilla, especialmente en el caso de las chicas, y que un programa de entrenamiento específico es capaz de modular esos indicadores reduciendo este riesgo. Por tanto, la aplicación práctica principal del presente estudio radica precisamente en el desarrollo y puesta en marcha del programa de entrenamiento para hacerlo extensible al mayor número de beneficiarios posible. Aunque el programa no está dirigido a deportistas profesionales, una posibilidad podría ir enfocada hacia la modificación y cuantificación de las cargas de los ejercicios, centrándose en un complemento perfecto en la reducción del riesgo de lesiones de rodilla, y que permita integrar esta intervención en sus entrenamientos diarios. Aunque sin duda la aplicación práctica que tendría un mayor calado sería la de ejecutar un planteamiento a los poderes públicos y asociaciones privadas responsables de la promoción de la práctica deportiva para que desarrollen el presente programa en sus acciones referentes a la actividad física deportiva como mejora, prevención y en definitiva reducción del riesgo de sufrir lesiones de rodilla. Iniciativas similares podemos encontrarlas en el ámbito profesional con el conocido programa 11+ o F- MARC, creado por expertos internacionales del Centro de Evaluación e Investigación Médica de la FIFA, el Centro de Investigación de Traumatismos de Oslo y la Fundación de Investigación de Medicina Ortopédica y Deportiva de Santa Mónica, y con la colaboración de la Real Federación Española de Fútbol. Este programa sugiere que mediante la ejecución de los ejercicios que lo componen (calentamiento previo a la competición) al menos dos días por semana, se puede reducir la posibilidad de sufrir una lesión entre un 30 y un 50% no solo en futbolistas profesionales (Soligard et al., 2008), sino también en otros deportes como el baloncesto (Longo et al., 2012). Por otro lado, y como se ha podido comprobar en apartados anteriores, las lesiones de rodilla son unas de las más frecuentes en las personas que practican actividad física. Además, el coste económico que supone una lesión de rodilla ha sido también reflejado y supone un gran esfuerzo que podría verse reducido mediante planteamientos preventivos a través del ejercicio. Este es el motivo fundamental por lo que, una vez 259 comprobado que el programa de entrenamiento es la causa principal de reducción del riesgo de lesión, la aplicación de este programa sobre la población analizada debería promoverse. Es por ello que si se prescribiera el programa de entrenamiento con un sentido preventivo no solo el coste económico que supone la intervención y tratamiento de la lesión se vería reducido, sino que también las visitas asiduas a las consultas médicas y el colapso del sistema sanitario podrían verse influenciados, beneficiando así a la sanidad pública. En otro orden y como perpectiva de investigación, futuros estudios deberían analizar si el presente programa de entrenamiento puede reducir el riesgo de lesiones de rodilla sobre otro tipo de población de mayor edad y/u otro tipo de condición deportiva, como puedan ser deportistas de alta competición. Además, estas intervenciones podrían establecer una metodología que minimice las limitaciones reflejadas y así incrementar el valor del estudio. Finalmente, el seguimiento de las lesiones podría ampliarse a un número mayor de meses, incluso, podría establecerse cuál es el efecto del programa de entrenamiento sobre determinados tipos de lesión en la rodilla diferenciándolas por el tipo de estructura lesionada. Sería interesante clasificar los tipos de lesiones sufridas posteriormente al desarrollo del programa y establecer un modelo que explique aquellas variables relacionadas con un tipo de lesión concreta. En ese caso, podríamos saber si el programa de ejercicio actúa indistintamente sobre todas las estructuras responsables de la dinámica y estabilización de la rodilla o si por el contrario dicha intervención pudiera tener un efecto postivo en la reducción del riesgo de lesión en determinados elementos de la articulación. 260 ENGLISH SUMMARY AND CONCLUSIONS 261 15. ENGLISH SUMMARY AND CONCLUSIONS Nowadays, sport injuries are considered a phenomenon of great importance in relation to the economic impact that they carry. Some authors explain losses of millions of euros due to injuries and the medical interventions that they entail, as well as rehabilitation actions, use of materials and the rest of human staff that is involved in such process. Knowing what are the most common injuries produced during the practice of physical exercise is necessary to be able to execute an intervention strategy. In particular, the injuries produced in the lower limbs have been reported in literature as the most incidental ones both in professionals and non-professional athletes. Specifically, the joint that represents the biggest percentage of injuries in the lower limbs is the knee. This topic has been deeply assessed in professional athletes. However, the analysis on knee injuries in physically-active but non-professional subjects is limited, and currently there are not many contributions on the matter. Nevertheless, people involved in nonprofessional physical activity are not free from suffering knee injuries. In the last decades it has been noted an increasing on the number of injuries in the general population, mostly due to the rising on the level and the amount of physical activity practised by these subjects. Even though scientific evidence that analysed knee injuries in non-professional, physically active subjects is scarce, what seems clear is the mechanism of injury from which the injury underlies. Changes of direction and landings are the main mechanisms through which knee injuries are produced. Because of this, one of the main aims in the present study was to analyse the main mechanisms responsible for the knee injuries in a young and physically active population when performing common tasks (changes of direction and landings). There are several risk factors (i.e., gender), which have been reported to trigger injuries. On one hand, it has been observed the kinetic analysis to find out how the kneeinvolved strengths act during these manoeuvres. Besides, the impulse supported by the joint and the accelerations are important variables that take part in the knee kinetic, so its analysis may be of importance. Secondly, knee kinematic constitutes a decisive factor, because the absorption of knee joint strengths depends on it. Hyperextension in the joint have been reported as one of the main points in the development of knee injuries, while hip and trunk articular ranges during the ground contact after the changes of direction or landing have also been suggested as key determinants. In addition, the muscular activation evaluated by means of electromyographical –EMG- signals has 262 been an explicative variable about the articular protection in risky situations. Coactivation of anterior and posterior muscle groups is considered an excellent preventive element in relation to the knee injury risk, because it performs a protective role of the joint. Due to all this, our specific objectives were, besides analysing the main kinetic, kinematic and EMG-related factors during changes of direction and landings, to evaluate possible gender differences typically related to the knee injury. Even though the risky factors are well identified and the explanatory mechanisms of knee injuries seem clear, there are strategies that could reduce such risk. One of the main tools to decrease the risk of suffering a knee injury both in professional and nonprofessional subjects is the physical exercise. Many studies have defined different training strategies to give an answer to this phenomenon; however, the objectives and effects of these programs are diverse. Most of these programs were based on the strength training (with special interest in the eccentric phase of the exercises), the flexibility training and the neuromuscular and proprioceptive training are also common contents. However, despite the amount of studies analysing the effects of preventive exercise programs centred on the knee injuries protection, as far as we know there is no study that guarantees a training program involving all the aforementioned components of preventive exercise in a tailored program. Furthermore, neither does exist evidence on the effect of this type of program on the kinetic, kinematic and EMG-related during changes of direction and landings factors in a physically active, non-professional population. Due to this, one of the main objectives of this study was to apply a physical exercise program able to modulate the risks factors associated to knee injuries in nonprofessional young people. To carry out our study, the initial sample was formed by 200 volunteers. All subjects were non-professional, physically active young people. The exclusion criteria (to practise at least 30 minutes of physical activity 3 days per week and not to have been injured in the lower limbs for the past six months), in this transversal phase of the study the final sample was composed of 162 subjects. The procedure consisted on realizing a standardized warm-up, which included articular mobility, 5 minutes on a cycleergometer (60 W rpm) and familiarization with the side cutting and landing tests (between 3 and 5 attempts with one-minute rest between them). Once the warm-up and familiarization process had been completed, the subjects executed the test always in the same order: side cutting to 45º, side cutting to 30º, crossed side cutting to 45º and 263 landing. The outcomes measures were a) kinetic component (ground reaction forces, contact time/stabilization time, impulse and ankle and knee acceleration), b) kinematic component (flexion angle in the initial contact and maximum of the ankle, knee, hip and trunk joints) and c) EMG component (Root Means Square of the quadriceps and hamstrings). Once the transversal phase of the study was finished, an experimental phase was developed. The second phase was a randomized controlled trial where the effect that a twelve-week multicomponent program has on the subjects that presented the greater risk of injury was analyzed. In order to get to know the representative sample of the major risk it was paid attention to the classic co-activation criteria, proceeding to select the 40% of the subjects (percentile 40) with a lower co-activation ratio in comparison to the MVC. It is a randomized study with two groups: a control group (GC; n = 28) that continued realizing its daily activities, and an experimental group (GE; n = 29), that performed a specific physical activity program to try to modulate the parameters associated to the risk of knee injury. This program was mainly configured by three components: strength training, neuromuscular and proprioceptive work, and eventually, balance and coordination. When the twelve-week intervention finished, the parameters described previously for the transversal phase were evaluated again following the same protocol. Besides, a tracking of the injuries produced in the 18 months following the intervention was carried out. The method to gather the information was the e-mail given by the subjects, where information was demanded every three months. During the transversal phase the main results showed in the kinetic component that all strengths were greater in the SC30 in comparison to the rest of sidecuttings but landings as well. In relation to the knee acceleration in the vertical axe, it was during the landing where this was manifested in a greater way, unlike the rest. In relation to the gender, a key element during the transversal phase was that women manifested significantly greater strength values in the ML and AP axes during SC30 and SC45ml respectively, and again they showed greater strength values in the ML axe during landing when compared to men. Following this pattern, women manifested significantly greater values in the vertical knee acceleration during the SC45. Besides, the kinematics results also showed the differences between men and women, reflecting a significantly greater angle in women to those of men in the initial ankle 264 flexion in the SC30, maximum ankle flexion and dorsiflexion in the SC45 and a bigger knee extension in the SC45ml. In relation to the EMG the results reflected, on one side, that the activation of the anterior musculature of the thigh was in most cases greater to the activation of the hamstrings, both in side cuttings and landings. In this line, the differences between genders showed that women were in possession of an activation of the hamstrings greater to those of men, which implied having a co-activation ratio significantly greater to men’s, though further away from value 1. On the other side, the main results in the experimental phase showed a modulation of the kinematic, kinetic and of EMG parameters in the GE in comparison to the GC, even correlations between the groups of variables were found. In the kinetic section, VGRF increased during the side cuttings, being this fact related to the capacity to generate strength away from fatigue. On the contrary, ML and AP strength improved after the training, a significant reduction in favour of GE was found, which was related to the injury risk reduction. Concerning the impulse, significant reductions were found after the training in the GE, same as in the contact time. Concerning kinematic, the main result of the current study explained that the training program reduced significantly the knee extension and the hip flexion during the side cuttings and the landing. Referring the EMG activity, the more important result was the modulation of the muscular coactivation during the side cuttings and landings, finding values closer to 1 (which implies a better anterior and posterior co-activation) after the training. Despite having carried out an evaluation of every variable in an exhaustive way, a new contribution of the current study has been the statistical analysis because, besides developing an analysis of effect sizes of the intervention program, it has contributed by means of a qualitative analysis to graphically reflect the changes produced with the training program. After the study, it has been analysed on detail the main indicators of injury in everyday situations in the sportive practice, and after applying a multicomponent training program to those with a greater relative risk it has been possible to observe that a program that integrates the strength-based work in all of its dimensions (isometric, concentric, and eccentric), the neuromuscular and proprioceptive component, along with 265 a balance and coordination work allows to modulate the parameters associated to knee injuries in non-professional, physically active young people. One of the main conclusions has been to confirm that women manifest threatening kinetic, kinematic and EMG patrons in order to produce a knee injury compared to men. Concretely, women reflected greater force and acceleration outcomes in medio-lateral axe during sidecutting. It was related with valgus knee. Moreover, during crossover task, women showed greater force in antero-posterior axe than men. In landings, an increased that the initial and maximum VGRF was registered in women, which it was related with increased risk of injury. Besides that, a higher vertical acceleration was founded on knee which could contribute to an increase in shear load in women. Respective to kinematic, the knee flexion angle in the first contact was significantly greater in woman than man during sidecutting and landings. Therefore, man presented higher flexion hip than man. On the other hand, despite that significantly differences were not founded about EMG activity in quadriceps and hamstrings, woman manifested significantly lower co-activation ratios than man during sidecutting maneuvers and landings. These data suggest that woman present a bad recruitment of the motor units on hamstrings, thus, increasing activation of quadriceps. Finally, despite men and women not showing differences in the activation of quadriceps and hamstrings during sidecutting, they did show it the co-activation ratio, where women surpassed significantly to men. These data suggest that women present a dysfunction in the motor unit recruitment in the hamstrings; this is, an over-activation of the posterior-to-anterior muscles. Even so, regardless the gender, these factors are interlinked, so we could conclude that the knee injury depends on the interrelation of kinetic, kinematic and EMG-related factors in sidecuttings and landings. Several correlations between kinetic, kinematic and EMG variables have been found both in SC30, SC45, SC45ml and landings. These links have been related to the mechanisms that unchain the knee injury and therefore, with a greater harmful risk. Furthermore, as a key element in the reduction of the risk, the multicomponent exercise program showed in this document has been responsible for the modification of kinetic patterns, reducing the load supported by the knee joint. Our results describe that after the intervention program the GE experimented modifications in the kinetic parameters during the 272 45. Cram, T. R. (2011). The relationship between hip muscular stiffness and the biomechanical factors associated with ACL injury. (Trabajo fin de Máster). University of North Carolina, EEUU. 46. Cross, C. The effects of instruction and feedback on lower limb kinematics and kinetics during landing in female novice netball players. (Tesis Doctoral). University of Auckland, New Zealand. 47. Cumps, E., Verhagen, E., Meeusen, R. (2007). Prospective epidemiological study of basketball injuries during one competitive season: Ankle sprains and overuse knee injuries. Journal of Sports Science and Medicine, 6, 204-211. 48. 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