Tabla 1. Datos antropométricos, puntuación de escala visual analógica (VAS) y actividad deportiva regular en horas semanales (Sport) de los cuatro grupos investigados.

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Evaluación de la Fuerza Muscular

La fuerza muscular del tronco se midió durante las contracciones isométricas máximas utilizando un dinamómetro (Biodex 3 Medical System Inc., Estados Unidos) con un asiento de doble posición de espalda en flexión/extensión. Los participantes estaban sentados en el asiento ajustable, sujetados con cintas de velcro sobre el torso, la cadera y el muslo para aislar el movimiento del tronco. El eje del dinamómetro se alineó con el espacio del disco intervertebral L5/S1 del sujeto (Granito et al., 2012).

Después de un calentamiento inicial que consistía en varias contracciones submáximas y dos a tres contracciones máximas, los participantes realizaron contracciones isométricas máximas de extensión y flexión de tronco en tres posiciones diferentes del tronco (ángulo del tronco de -15°, 5° y 30°). El ángulo del tronco de grado cero correspondía a la posición neutra del asiento (es decir, tronco perpendicular a los muslos) con valores negativos en extensión de tronco y positivos en flexión de tronco. En cada posición, los participantes completaron un ensayo en extensión y otro en flexión para evitar la aparición de la fatiga durante la prueba. Todas las contracciones se realizaron en orden aleatorio y, durante el experimento, los participantes fueron motivados verbalmente para asegurar el máximo esfuerzo. Se entrevistó a los participantes sobre su percepción del dolor y el esfuerzo durante las contracciones voluntarias máximas para excluir cualquier efecto agudo de dolor en las mediciones de la fuerza muscular. En todas las mediciones, los participantes no mencionaron ningún dolor durante ninguno de los ensayos. Se permitieron tres minutos de descanso entre las contracciones. Para el análisis, los valores de momento se normalizaron a masa corporal.

Evaluación de la Estabilidad del Tronco

El control neuromuscular de la estabilidad de la columna vertebral se analizó mediante la determinación de la stiffness y la amortiguación instantáneas del tronco tras perturbaciones repentinas, así como la estabilidad dinámica local durante el movimiento repetitivo del tronco.

Coeficientes de Stiffness y Amortiguación

Los coeficientes de stiffness y amortiguación instantáneos del tronco se calcularon a partir de los datos cinemáticos de la respuesta del tronco durante un experimento de liberación rápida, en el que durante una flexión isométrica de tronco se generó una descarga súbita inesperada en el tiempo (liberación rápida) por un sistema de perturbación desarrollado a medida (Cholewicki et al., 2000; Radebold et al., 2000). Después de un calentamiento general de los músculos del tronco, los participantes se colocaron en una posición semi-sentada en un aparato especialmente construido, el cual fue diseñado para restringir el movimiento de la pelvis con almohadones de fijación colocados en la parte posterior y frontal de la pelvis, permitiendo que el tronco se mueva libremente en todas las direcciones (Figura 1). Al restringir el movimiento de la pelvis, excluimos cualquier ajuste postural a través de las articulaciones inferiores a la columna vertebral (es decir, cadera, rodilla y tobillo). La posición semi-sentada permitió a los participantes adoptar una posición vertical más cómoda de la columna lumbar antes de que la pelvis fuera sujetada. A continuación, se fijó un cable a un arnés de pecho a la altura de T9 (novena vértebra torácica) y se sujetó con un electroimán (Tremba GmbH, Alemania, ≥2,16 kN). Se colocó un sensor de fuerza (MEGATRON Elektronik GmbH & Co KG, Alemania, 0-5 kN, 2073 Hz) a lo largo del cable entre el arnés de pecho y el electroimán para medir la fuerza de flexión de tronco durante el experimento.

Figura 1. (A) Figura esquemática del sistema de perturbaciones desarrollado a medida para el experimento de liberación rápida. (B) Modelo de resorte del tronco con K stiffness, B amortiguación, θ0 ángulo de reposo (hipotético ángulo de reposo de la stiffness de resorte), L longitud del tronco (medida desde las articulaciones L4/L5 a T9), Fg fuerza gravitacional del tronco, y θ(t) ángulo instantáneo del tronco.

Después de un segundo ejercicio de calentamiento que consistió en varias contracciones submáximas de flexión y extensión de tronco, se realizaron dos contracciones isométricas voluntarias máximas de flexión (MVC) en posición vertical. Después de las MVCs, los participantes realizaron cinco ensayos de liberación rápida. En cada ensayo, los participantes tiraron del electroimán hasta que ejercieron una fuerza de bracing abdominal del 35% de su más alta MVC mientras permanecían en una posición vertical neutra. Una vez que los participantes alcanzaron el 35% de la MVC, la liberación fue disparada al azar. Los participantes fueron instruidos para desacelerar el movimiento del tronco, recuperar el equilibrio y regresar a la posición vertical lo más rápido posible una vez liberados.

Los datos cinemáticos de dos puntos anatómicos (espacio del disco intervertebral L4/L5 como eje de rotación y novena vértebra torácica como centro de masa del tronco), así como la señal de fuerza, se registraron simultáneamente utilizando un sistema Vicon 624 (Vicon Motion Systems, Reino Unido, 250 Hz) para analizar la respuesta del tronco y asegurar que los participantes mantuvieran una posición vertical precisa durante todos los ensayos. El tronco fue modelado como un resorte amortiguador (representado por un sistema de ecuaciones diferenciales lineales de segundo orden), oscilando libremente después de la liberación del torque resistido (35% MVC). Así, el ángulo de rotación del tronco está determinado por I la inercia del tronco, B el coeficiente de amortiguación, K el coeficiente de stiffness, θ0 el ángulo de reposo, m la masa del segmento y L la longitud del tronco (L4/L5-T9; Cholewicki et al., 2000):

I.θ''(t)+B⋅θ′(t)+K(θ(t)−θ0)=m.g.L.sin(θ(t))                  (1)I·θ′′(t)+B·θ′(t)+K(θ(t)−θ0)=m·g·L·sin(θ(t))                  (1)

El momento de inercia del tronco y la masa de los segmentos se calcularon a partir de los datos comunicados por Winter (1990). La stiffness y la amortiguación se estimaron con un algoritmo de ajuste de curvas, que calculó la mejor correspondencia entre los datos cinemáticos de rotación del tronco medidos y modelados, desde la liberación hasta el ángulo máximo de flexión de tronco. Para el análisis estadístico se utilizaron los valores promedio de B y K de los cinco ensayos normalizados a la masa corporal.

Para medir la actividad electromiográfica de los erectores espinales lumbares y torácicos se utilizaron leadoffs EMG bipolares (Biovision GmbH, Alemania) con preamplificación (ancho de banda 10-500 Hz). Se colocaron electrodos circulares diferenciales con sensores Ag/AgCl (Ambu BlueSensor N) con una distancia entre electrodos de 2 cm en el lado izquierdo del cuerpo (3 cm lateral a la cuarta/quinta vértebra lumbar y 3 cm lateral a la novena vértebra torácica) después de limpiar y rasurar la piel. Dado que utilizamos los registros EMG sólo para la evaluación del tiempo de activación de los músculos erectores espinales, limitamos el registro a un lado del tronco, asumiendo tiempos de activación similares de ambos lados. Las señales EMG fueron registradas con el sistema Vicon a una frecuencia de muestreo de 2073 Hz. Se aplicó un filtro mediana con un ancho de ventana de 26 puntos de datos a la señal EMG rectificada de onda completa. Los tiempos de activación de ambos músculos erectores espinales se definieron como el tiempo entre la liberación y el momento en que la señal filtrada excedió la media más tres desviaciones estándar de la señal EMG en reposo. La señal EMG en reposo se tomó de la señal filtrada en el intervalo de 200 a 50 ms antes de la liberación (Morey-Klapsing et al., 2004). Para el análisis estadístico se utilizó el valor medio de cinco ensayos consecutivos para estimar mejor los tiempos de activación promedio de cada participante y reducir el posible sesgo metodológico.

Máximo Exponente de Lyapunov

Se examinó la estabilidad dinámica local utilizando el máximo exponente de Lyapunov en tiempo finito (λmax) como criterio para la evaluación del control neuromuscular de la estabilidad de la columna vertebral. Los participantes realizaron una prueba de levantamiento, en la que se movió cíclicamente una olla (1,5 kg) de un lado a otro entre dos mesas de diferentes alturas (90 y 53 cm; Figura 2). Las mesas se colocaron formando un ángulo de 90° entre sí, y el participante estaba de pie en el centro de ambas mesas para provocar 45° de rotación axial de tronco a cada lado. La colocación de las mesas fue estandarizada para todos los participantes con el fin de asegurar la validez ecológica, ya que por lo general las situaciones en la vida diaria son iguales para todos los individuos, independientemente de las medidas antropométricas. El ritmo de 12 ciclos/minuto (0,20 Hz) fue dado por un metrónomo. Anteriormente se ha informado de que tasas de repetición similares (0,24-0,28 Hz) son adecuadas para la evaluación de la estabilidad dinámica local (Dupeyron et al., 2013; Graham et al., 2014). Se evaluó un total de 40 ciclos para el análisis de series temporales. Se recogieron datos cinemáticos tridimensionales utilizando el sistema Vicon 624 (250 Hz) con 10 cámaras. Se colocaron marcadores (radio de 14 mm) en las espinas ilíacas anterior y posterior y se colocó una tríada de marcadores (radio de 6 mm) en T12 (12ª vértebra torácica). Los ángulos de rotación Euler 3D se calcularon con la secuencia Yaw-Pitch-Roll del sistema de coordenadas T12 con respecto a la cadera, de acuerdo con la recomendación de ISB (Wu et al., 2002). Para el análisis no lineal de series temporales, se utilizó la norma Euclidiana de los tres ángulos Euler remuestreados a 100 Hz. La reconstrucción de la dinámica del movimiento del tronco en el espacio de estado se realizó utilizando el método de integración retardada mediante la elección de un retardo de tiempo apropiado τ y la integración de la dimensión m de la siguiente manera:

Figura 2. Evaluación de la estabilidad dinámica local del tronco durante la tarea de levantamiento. (A) Los participantes ejecutaron repetidamente una tarea de levantamiento desde la mesa izquierda a la derecha y a la inversa con una frecuencia de 12 ciclos por minuto (0,2 Hz) sosteniendo una olla con una masa de 1,5 kg. Se obtuvo el consentimiento informado por escrito del individuo para la publicación de esta imagen. (B) Análisis no lineal de series temporales. Datos instantáneos de la norma Euclídea de los ángulos Euler del tronco. (C) Espacio de estado reconstruido de la dinámica de la columna vertebral durante el movimiento de levantamiento utilizando la dimensión m = 3 y el retardo de tiempo τ = 1,2 s. (D) Distancias Euclidianas divergentes de los pares vecinos más cercanos en el espacio de estado reconstruido. (E) Tasa logarítmica media de divergencia de todos los pares vecinos más cercanos a lo largo del tiempo y el máximo exponente de Lyapunov (λmax) como pendiente del ajuste lineal a la curva de divergencia resultante para 0 a 50 muestras (0,5 s).

S​(t)=(s(t)​,s​(t+τ)​,s​(t+2τ)​,...,s​(t+(m−1)τ))                    (2)S​(t)=(s(t)​,s​(t+τ)​,s​(t+2τ)​,...,s​(t+(m−1)τ))                    (2)
siendo S(t) el vector de estado reconstruido m-dimensional, s(t) la serie de normas unidimensionales Euclidianas, τ el retardo de tiempo, y m la dimensión de integración (Figura 2). El tiempo de retardo se calculó individualmente con el primer mínimo de la función de información mutua promedio (Fraser y Swinney, 1986), y la dimensión de reconstrucción requerida se determinó utilizando el análisis global del vecino más cercano falso (Kennel et al., 1992). La dimensión de tres fue suficiente para reconstruir el espacio de estado en todos los ensayos realizados, y el retardo temporal fue de 118,58 ± 9,92 pasos de tiempo (después de la reducción de muestreo a una frecuencia de muestreo de 100 Hz esto corresponde a unos 1,2 s). El máximo exponente de Lyapunov como una medida de la estabilidad dinámica local fue entonces calculado usando el algoritmo de Kantz (1994) en el rango de 0-0,5 s. Este parámetro describe la divergencia logarítmica media entre trayectorias inicialmente vecinas en el espacio de estado. Por lo tanto, cuanto menor sea el valor de λmax, más estable será el sistema localmente para responder a pequeñas variaciones o perturbaciones.

Análisis Estadísticos

El análisis de varianza bidireccional y las pruebas post hoc de Bonferroni se utilizaron para examinar las diferencias entre los grupos (deportistas y no deportistas) y las condiciones del LBP para la fuerza muscular, los tiempos de activación, la stiffness, la amortiguación y el máximo exponente de Lyapunov. La Prueba de Shapiro-Wilk se realizó para verificar la distribución normal de los datos y la prueba de Levene para evaluar la homogeneidad de las varianzas. El nivel de significancia se fijó en α = 0,05.

RESULTADOS

No hubo diferencias significativas en los datos antropométricos entre los cuatro grupos de participantes (Tabla 1). Se encontró un efecto de dolor significativo en los momentos de extensión isométrica máxima de tronco en las tres posiciones de tronco investigadas, lo que indica una menor fuerza de extensión en los pacientes con LBP en comparación con los controles sanos (p = 0,013-0,023; tamaño del efecto η2 = 0,091-0,108) (Tabla 2). Sin embargo, para la flexión isométrica de tronco, no se encontraron diferencias significativas relacionadas con el dolor tanto en los deportistas como en los no deportistas (p = 0,54-0,92). Los deportistas mostraron significativamente (p = 0,001-0,009; tamaño del efecto η2 = 0,132-0,186) mayores momentos de extensión y flexión máximos bajo ambas condiciones (con y sin LBP) en comparación con los no deportistas (Tabla 2). No se encontraron efectos significativos de dolor (p = 0,136) o de grupo (p = 0,477) sobre la stiffness del tronco. La amortiguación del tronco fue significativamente mayor para los participantes con LBP (p = 0,018; tamaño del efecto η2 = 0,097), pero no mostró ningún grupo por interacción de LBP (p = 0,331), lo que indica alteraciones similares tanto en deportistas como en no deportistas (Tabla 3). También se observó un efecto de dolor significativo en los tiempos de activación muscular de los erectores espinales lumbares (p = 0,019; tamaño del efecto η2 = 0,073) y torácicos (p = 0,025; tamaño del efecto η2 = 0,091), lo que evidenció tiempos de reacción muscular más cortos después de la liberación en los pacientes con dolor lumbar, tanto de los grupos de deportistas como de los no deportistas (Tabla 3). No se encontraron diferencias significativas en el λmax entre los grupos o las condiciones de LBP (p = 0,395 y p = 0,375, respectivamente; Tabla 3).

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Tabla 2. Momentos de flexión y extensión isométricos máximos del tronco normalizados a masa corporal (Nm/kg) para los cuatro grupos de participantes: deportistas de élite (deportistas) con (LBP) y sin (sano) dolor lumbar crónico inespecífico y participantes de la población general (no deportistas), también con y sin dolor lumbar crónico inespecífico (media ± desviación estándar).

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Tabla 3. Los coeficientes de stiffness y amortiguación de tronco normalizados a la masa corporal, los tiempos de activación de los músculos erectores espinales lumbares (OnTimelumb) y torácicos (OnTimethorac) después de la liberación y el máximo exponente de Lyapunov (λmax) para los cuatro grupos de participantes: deportistas de élite (deportistas), con (LBP) y sin (sanos) dolor lumbar crónico inespecífico y participantes de la población general (no deportistas), también con y sin dolor lumbar crónico inespecífico (medias ± desviación estándar).

DISCUSIÓN

En el presente estudio, se intentó investigar la especificidad deportiva de la fuerza muscular y el control neuromuscular de la estabilidad de la columna vertebral en el dolor lumbar inespecífico. Por lo tanto, comparamos la fuerza muscular del tronco así como el control neuromuscular de la columna vertebral después de perturbaciones repentinas de liberación rápida y durante una tarea de levantamiento repetitivo en deportistas y no deportistas con y sin LBP. Se hipotetizaron diferentes efectos relacionados con la patología en deportistas y no deportistas en la fuerza muscular del tronco y el deterioro relacionado con el LBP en el control neuromuscular de la estabilidad de la columna vertebral en ambos grupos. Encontramos en deportistas y no deportistas una menor fuerza muscular de los extensores del tronco durante las contracciones isométricas máximas y un control neuromuscular de la columna vertebral adecuadamente adaptado después de la perturbación de liberación rápida en nuestros pacientes con LBP (es decir, tiempos de activación más cortos de los músculos erectores espinales y mayor amortiguación del tronco después de la liberación rápida en comparación con los controles sanos). Estos resultados indican alteraciones neuromusculares similares en deportistas y no deportistas, y por lo tanto nuestra hipótesis debe ser rechazada. De acuerdo con estudios anteriores (Fenety y Kumar, 1992; Cho et al., 2014; Grosdent et al., 2015), no encontramos ninguna diferencia en los momentos de flexión máxima de tronco entre los participantes sanos y los de LBP, tanto en el grupo de los deportistas como en el de los no deportistas, lo que indica que no hay ningún deterioro específico de los músculos flexores del tronco relacionado con el LBP.

Aunque el dolor lumbar crónico inespecífico es un proceso complejo y multifactorial, a menudo se ha asociado un desacondicionamiento de los músculos extensores lumbares al LBP crónico (Rossi et al., 2015; Pienaar y Barnard, 2017). Además, es ampliamente aceptado que el entrenamiento de la fuerza destinado a mejorar la fuerza de los músculos del tronco es una modalidad terapéutica exitosa para reducir el LBP y mejorar los resultados funcionales (Jeffries et al., 2007; Steele et al., 2015). El volumen medio de entrenamiento de los deportistas incluidos en el estudio fue de 11 horas semanales con ejercicios regulares de fuerza muscular. Por lo tanto, esperábamos al menos un menor desacondicionamiento de la fuerza muscular de los extensores del tronco en comparación con los no deportistas. Sin embargo, encontramos una disminución relacionada con el LBP similar en los momentos de extensión máxima de tronco de hasta un 24% en ambos grupos, lo que indica déficits en la fuerza de los músculos extensores del tronco, incluso al alto nivel competitivo de los deportistas. Una razón de este déficit podría ser el descuido del entrenamiento de fuerza específico centrado en la estabilización de la columna vertebral en los deportistas. Varios estudios de revisión (Bolger et al., 2015; Jones et al., 2016) revelaron que la mayoría de los practicantes reconocen los beneficios del entrenamiento de la fuerza en los deportistas, pero se centran principalmente en ejercicios para fortalecer los músculos que están directamente relacionados con el rendimiento deportivo específico, disminuyendo la importancia de los ejercicios suplementarios de estabilidad o fortalecimiento del tronco. Las recomendaciones de entrenamiento para deportistas de élite se dirigen principalmente a grandes grupos de músculos superficiales (Kraemer et al., 1998) y menos a los músculos más profundos y pequeños, que estabilizan la columna vertebral. El entrenamiento de fuerza específico para los músculos del tronco parece no estar integrado con éxito en la práctica deportiva en comparación con los ejercicios, que se dirigen a grupos de músculos que afectan principalmente al rendimiento deportivo. Existen varios informes que demuestran que el fortalecimiento de los músculos de las extremidades inferiores, como por ejemplo los flexores plantares, los extensores de rodilla y cadera y los isquiotibiales, proporcionan importantes beneficios de rendimiento en diferentes disciplinas deportivas (Cristea et al., 2008; Cook et al., 2014; Keiner y Sander, 2014). Por el contrario, un estudio reciente de revisión sistemática y meta-análisis (Prieske et al., 2016) evidenció que el entrenamiento de fuerza de los músculos del tronco muestra una asociación limitada con el rendimiento deportivo. Sin embargo, nuestros resultados indican un desacondicionamiento de los músculos del tronco, no sólo en la población general sino también en deportistas bien entrenados con LBP. Estos resultados sugieren que el entrenamiento de fuerza específico de los músculos del tronco podría ayudar a los pacientes a reducir el LBP no sólo en la población general sino también en una población altamente entrenada como los deportistas de élite. Una reducción del dolor lumbar en la práctica deportiva no sólo mejoraría la salud de los deportistas, sino que también tendría efectos beneficiosos a largo plazo en el rendimiento deportivo (por ejemplo, debido a una reducción de la ausencia relacionada con el dolor en las sesiones de entrenamiento o competiciones). Se necesitan estudios prospectivos adicionales para evaluar la efectividad de las terapias de acondicionamiento específicas para la prevención del LBP en la población deportista.

Además de la reducción de la fuerza muscular, los déficits en el control neuromuscular de la estabilidad de la columna vertebral han sido informados como otro posible factor de riesgo para el surgimiento del dolor lumbar. Especialmente después de perturbaciones repentinas, la capacidad del sistema nervioso para percibir señales sensoriales y generar comandos motores adecuados que estabilizan la columna vertebral puede ser un elemento crucial para protegerla de lesiones y dolor (Cholewicki et al., 2005; van Dieën et al., 2010). En nuestro experimento, no encontramos ninguna diferencia en la stiffness del tronco entre los participantes sanos y los que de LBP, ni en los deportistas o en los no deportistas, lo que indica una estabilización efectiva de la columna vertebral después de la perturbación de liberación rápida. El desafío de estabilizar el tronco después de la perturbación inducida era bastante alto, y por lo tanto la stiffness apropiada del tronco era importante para generar un desplazamiento más pequeño y lento del tronco para contrarrestar la perturbación. Los pacientes con LBP tanto en el grupo de deportistas como en el de no deportistas mostraron un coeficiente de amortiguación más alto y tiempos de activación más cortos de los músculos erectores espinales (a nivel lumbar y torácico). Una actividad anterior de los músculos del tronco en respuesta a perturbaciones repentinas puede representar una estrategia para la prevención del dolor y las lesiones (Cholewicki et al., 2005; Gildea et al., 2015). La amortiguación es un factor intrínseco importante en el sistema musculoesquelético y un componente esencial del control de la estabilidad de la columna vertebral (Reeves et al., 2007). Los valores de amortiguación más altos reflejan un control eficaz de la columna vertebral porque un sistema de tronco mal amortiguado continuaría oscilando después de una perturbación repentina (Reeves et al., 2007; Hodges et al., 2009). Por lo tanto, un aumento de la amortiguación después de perturbaciones repentinas se ha interpretado anteriormente como beneficioso para el control efectivo de la estabilidad de la columna vertebral en presencia de LBP (Hodges et al., 2009; Gildea et al., 2015). Estos resultados indican un control de la columna vertebral correctamente adaptado después de la perturbación de liberación rápida en nuestros pacientes con dolor lumbar. Podemos argumentar que los deportistas y no deportistas con LBP incluidos en nuestro estudio no presentaron ningún déficit en el control neuromuscular de la estabilidad de la columna vertebral, al menos en comparación con los controles sanos.

Los máximos exponentes de Lyapunov no difirieron entre los grupos o las condiciones de LBP, indicando que la estabilidad dinámica local del movimiento del tronco era independiente de la presencia de LBP tanto en deportistas como en no deportistas. Resultados similares (es decir, sin efectos del LBP sobre la estabilidad dinámica local de la cinemática del tronco) también fueron informados por Graham et al. (2014) y Asgari et al. (2015). Un estudio reciente (Arampatzis et al., 2017) también encontró estabilidad dinámica local sin cambios en el movimiento del tronco a pesar de una reducción significativa del LBP después de una terapia de ejercicio. Hasta donde sabemos, el único estudio que informó un aumento en la inestabilidad de la cinemática del tronco en presencia de LBP (Ross et al., 2015) utilizó un modelo de calor-capsaicina para introducir el LBP. Parece que un aumento agudo simulado en el LBP puede afectar la capacidad del sistema medular para contrarrestar y compensar los errores de control neuromuscular a fin de mantener la estabilidad de la columna vertebral de una manera diferente a la del LBP crónico real en los pacientes. Se puede argumentar que nuestros pacientes con dolor lumbar crónico inespecífico fueron capaces de superar las inestabilidades y controlar los errores durante la tarea de levantamiento repetitivo.

Conclusión

Se encontraron consecuencias similares relacionadas con el LBP en los deportistas de élite y en los no deportistas, tanto para la fuerza muscular como para los parámetros de control neuromuscular de la estabilidad de la columna vertebral. Aunque se esperaría que el entrenamiento intensivo y completo en los deportes de competición diferenciara las consecuencias y los ajustes de control motor del LBP, tanto los deportistas como los no deportistas mostraron el mismo acondicionamiento de los músculos extensores lumbares y desarrollaron mecanismos similares para proteger la columna vertebral del dolor y el daño. Se necesita una evaluación adicional de las intervenciones de entrenamiento específicas para fortalecer los músculos del tronco, no sólo para los individuos de la población general sino también para los deportistas bien entrenados. La masa corporal y el IMC no fueron diferentes entre deportistas y no deportistas. Sin embargo, podría ser posible que los deportistas con el mismo valor de IMC muestren una mayor proporción entre masa muscular y masa grasa que afecte la normalización de la fuerza muscular a la masa corporal y la comparación entre deportistas y no deportistas. Sin embargo, nuestro principal hallazgo fue que tanto en deportistas como en no deportistas los participantes con LBP mostraron valores de fuerza muscular más bajos, y este resultado no puede ser afectado por la normalización utilizada. Aunque las recomendaciones generales para las pruebas de MVC sugieren la realización de más de un ensayo (Wyse et al., 1994), se decidió realizar sólo un ensayo en cada posición de tronco para poder medir la fuerza máxima en varias posiciones angulares y así evaluar las diferencias entre los grupos en la relación fuerza-longitud. Nuestros resultados mostraron diferencias similares entre los grupos y la condición de dolor en todas las posiciones del tronco utilizadas en nuestro diseño experimental, lo que indica resultados estables dentro de las diferentes posiciones del tronco. Por lo tanto, confiamos en nuestros hallazgos.

Una limitación de este estudio fue la falta de registros EMG de los músculos abdominales. Estudios de Cholewicki et al. (2002, 2005) que utilizan métodos similares han demostrado que la latencia de shut-off de los músculos abdominales es un factor de riesgo preexistente significativo para la aparición de una lesión lumbar. En la población de deportistas, los individuos que sufrieron lesiones lumbares mostraron latencias en un promedio de 14 ms más largas que los que no sufrieron ninguna lesión lumbar en un estudio prospectivo (Cholewicki et al., 2005). Para la evaluación de los tiempos de activación muscular, se minimizaron los posibles errores metodológicos mediante el uso de dispositivos EMG de cable y el uso de valores promedio de cinco ensayos. Por lo tanto, podemos asumir que las diferencias significativas encontradas estaban relacionadas con las características de la muestra y no con alguna limitación metodológica. Sin embargo, las pequeñas diferencias en los tiempos de activación entre individuos con y sin LBP, incluso si alcanzan el criterio de Cohen para efectos medios (η2 = 0,091 para los músculos torácicos y η2 = 0,073 para los lumbares; Cohen, 1977), podrían no ser lo suficientemente grandes como para ser consideradas de relevancia clínica.

Dado que la etiología del LBP inespecífico es efectivamente multifactorial (Cholewicki et al., 2005), esta patología no sólo está relacionada con los déficits neuromusculares. Los factores psicosociales como las creencias cognitivas, los estados emocionales, la angustia o el contexto social también desempeñan un papel importante en la aparición y evolución del LBP crónico (Refshauge y Maher, 2006; Wippert et al., 2017). Estos factores estaban fuera del alcance del presente estudio y no fueron considerados en el análisis.

Declaraciones de Disponibilidad de Datos

Los conjuntos de datos están disponibles a petición. Los datos brutos que sustentan las conclusiones de este manuscrito serán puestos a disposición de cualquier investigador cualificado por los autores, sin reservas indebidas.

Declaración de Ética

Este estudio se llevó a cabo de acuerdo con las recomendaciones de la Charité - Universitätsmedizin Berlin con el consentimiento informado por escrito de todos los sujetos. Todos los sujetos dieron su consentimiento informado por escrito de conformidad con la Declaración de Helsinki. El protocolo fue aprobado por el comité de ética de la Charité - Universitätsmedizin Berlin.

Contribuciones de los Autores

AA, MMC, GL y AS contribuyeron a la concepción y diseño del estudio. MMC y GL planearon y llevaron a cabo los experimentos. AS realizó los cálculos numéricos para el experimento sugerido. AA y MMC contribuyeron a la interpretación de los resultados, escribieron el manuscrito y revisaron críticamente el importante contenido intelectual. Todos los autores contribuyeron a la revisión del manuscrito, leyeron y aprobaron la versión presentada.

Financiación

El presente estudio fue financiado por el Instituto Federal Alemán de Ciencias del Deporte en nombre del Ministerio Federal del Interior de Alemania como principal fuente de financiación. Se realiza dentro de MiSpEx - Red Nacional de Investigación para la Medicina en el Ejercicio de la Columna Vertebral (Grant No. IIA1-080 102A/11-14). Declaramos que los resultados del estudio se presentan de forma clara, honesta y sin fabricación, falsificación o manipulación inadecuada de los datos.

Declaración de Conflicto de Intereses

Los autores declaran que la investigación se llevó a cabo en ausencia de relaciones comerciales o financieras que pudieran interpretarse como un potencial conflicto de intereses.

Agradecimientos

Los autores agradecen al Instituto Federal Alemán de Ciencias del Deporte (Ministerio Federal del Interior de Alemania) como el principal financiador en el marco del MiSpEx - Red Nacional de Investigación para la Medicina en el Ejercicio de la Columna Vertebral. También agradecen el apoyo de la Fundación Alemana de Investigación (DFG) y el Fondo de Publicaciones de Acceso Abierto de la Universidad Humboldt de Berlín.

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Cita Original

Moreno Catalá M, Schroll A, Laube Gand Arampatzis A (2018) MuscleStrength and Neuromuscular Controlin Low-Back Pain: Elite AthletesVersus General Population. Front. Neurosci. 12:436. DOI: 10.3389/fnins.2018.00436

Cita en Rev Edu Fís

María Moreno Catalá, Arno Schroll, Gunnar Laube Adamantios Arampatzis (2020). Fuerza Muscular y Control Neuromuscular en Dolor Lumbar: Deportistas de Élite Versus Población General. . (157).https://g-se.com/fuerza-muscular-y-control-neuromuscular-en-dolor-lumbar-deportistas-de-elite-versus-poblacion-general-2562-sa-45cf01e3689b28

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