Biomecánica del vendaje funcional preventivo de tobillo

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UNIVERSIDAD DE CASTILLA-LA MANCHA
Departamento de Didáctica de la Expresión
Musical, Plástica y Corporal
BIOMECÁNICA DEL VENDAJE FUNCIONAL
PREVENTIVO DE TOBILLO: ELÁSTICO vs.
NO ELÁSTICO
Javier Abián Vicén
Toledo, 2008
UNIVERSIDAD DE CASTILLA-LA MANCHA
Departamento de Didáctica de la Expresión
Musical, Plástica y Corporal
BIOMECÁNICA DEL VENDAJE FUNCIONAL
PREVENTIVO DE TOBILLO: ELÁSTICO vs.
NO ELÁSTICO
Memoria que presenta el Licenciado
Javier Abián Vicén
Para optar al grado de Doctor por la Universidad
de Castilla-La Mancha
Toledo, 2008
SOLICITUD DE ADMISIÓN A
TRÁMITE DE LA TESIS DOCTORAL
I. Datos Personales.
Apellidos
ABIÁN VICÉN
Nombre
JAVIER
Dirección
AVENIDA RIO JALÓN Nº15
C. Postal
50300
Población
Teléfono
651413308
CALATAYUD
E.mail
Provincia
ZARAGOZA
javier.abian@uclm.es
II. Datos de la Tesis.
Programa de Doctorado
EDUCACIÓN FÍSICA: NUEVAS PERSPECTIVAS
Órgano responsable del
programa de Doctorado
DEPARTAMENTO DE DIDÁCTICA DE LA EXPRESIÓN MUSICAL,
PLÁSTICA Y CORPORAL
Tutor
XAVIER AGUADO JÓDAR
Título de la Tesis
BIOMECÁNICA DEL VENDAJE FUNCIONAL PREVENTIVO DE
TOBILLO: ELÁSTICO vs. NO ELÁSTICO
Director/es de Tesis
XAVIER AGUADO JÓDAR
LUIS MARÍA ALEGRE DURÁN
SOLICITA: Que siendo positivos los informes de valoración previa de la Tesis Doctoral
que se adjuntan, y contando igualmente con la autorización del Director/es de Tesis y la
conformidad del órgano responsable del Programa de Doctorado, sea admitida la misma a
trámite por la Comisión de Doctorado.
Toledo, a 30 de junio de 2008
EL DOCTORANDO
Fdo.: Javier Abián Vicén
El que suscribe,
Dr.D ._Xavier Aguado Jódar y Luis María Alegre Durán__,
como Director de la Tesis, AUTORIZA su presentación en
orden a los trámites previos a su defensa de acuerdo con lo
previsto en el RD 778/1998, de 30 de abril, y en el art.- 34
de las Normas Reguladoras de los Estudios de Tercer Ciclo
en la Universidad de Castilla-La Mancha.
El Director del órgano responsable del Programa de
Doctorado de _______________________________________
__________________________________________________
da su conformidad para la presentación de la Tesis Doctoral a
la Comisión de Doctorado, teniendo en cuenta la Autorización
concedida por el Director/s de la Tesis.
Toledo, a 30 de Junio de 2008
EL DIRECTOR DEL ÓRGANO RESPONSABLE DEL PROGRAMA
DE DOCTORADO*
EL DIRECTOR DE TESIS
________________, a ____ de _____________ de 200___
(firma)
(firma)
*Departamento, Centro, Instituto Universitario
SR. PRESIDENTE DE LA COMISIÓN DE DOCTORADO.
A mis padres, Antonio y Mari Carmen
A mis hermanos, María y Pablo
A mis abuelos, Felipe “Chato” y María
AGRADECIMIENTOS
Quiero expresar mi más profundo agradecimiento a todas las personas e
instituciones que han colaborado, directa o indirectamente, en la realización de esta tesis.
A mis directores de tesis, Xavier Aguado Jódar y Luis María Alegre Durán, por
la confianza que han depositado en mí, por el tiempo y esfuerzo dedicado por cada uno
de ellos para que este trabajo saliese adelante.
A José Manuel Fernández Rodríguez, artesano del vendaje, por su participación
en la fase experimental y por su colaboración como viejo conocedor del arte de vendar,
además de fisioterapeuta y profesor universitario. Sin su participación este trabajo no
hubiera sido posible o hubiera sido, cuanto menos, diferente.
A mis compañeros de laboratorio, Amador Lara Sánchez, Jacobo Rubio Arias y
Sergio Sordo Gutiérrez por su apoyo y colaboración durante estos años en el
laboratorio.
A la Consejería de Educación y Ciencia de la Junta de Comunidades de CastillaLa Mancha y al Fondo Social Europeo, por haberme ofrecido la posibilidad de
desarrollar el trabajo necesario para esta Tesis a través de las “Ayudas para la formación
de personal investigador”.
A la Facultad de Ciencias del Deporte de la Universidad De Castilla-La Mancha,
por haberme prestado todo el apoyo necesario para poder llevar a cabo esta tesis y en
cuyas instalaciones se han desarrollado los estudios que la componen.
A todos los sujetos participantes en los estudios, a los estudiantes de la Facultad
de Ciencias del Deporte de Toledo y a mis compañeros de la Residencia Francisco
Tomás y Valiente. Por su colaboración desinteresada en todos y cada uno de los
estudios que componen la Tesis y por su paciencia y entusiasmo.
Por último, y no por eso menos importantes, a mis padres, Antonio y Mª
Carmen; hermanos, María y Pablo; a mi tío José Antonio y a Almudena, por todo el
apoyo y consejos que me han prestado, no solamente durante la carrera sino a lo largo
de mi vida. Y una mención especial a mis abuelos, Felipe y María, aunque ya no estén
presentes. Muchas gracias por todo.
ABREVIATURAS UTILIZADAS
Las abreviaturas de los convenios internacionales de unidades de medida y las
principales abreviaturas estadísticas no se incluyen en esta relación al existir normas
internacionalmente aceptadas sobre su uso.
a: distancia desde el maléolo externo a la cabeza del peroné
Aciertos: porcentaje de tiempo que se mantenía el sujeto dentro del círculo iluminado
ACL: Anterior Cruciate Ligament o ligamento cruzado anterior
BDJ: Before a Drop Jump o previo a un Drop Jump
BW: Body Weights o veces el peso corporal
C: pies cavos
CMJ: Countermovement Jump o salto con contramovimiento
d: diferencia de medias de la variable a estudiar
DIF: diferencia
DJ: Drop Jump
ET: Elastic Tape o vendaje elástico
F1: primer pico de fuerza
F2: segundo pico de fuerza
F3: tercer pico de fuerza
h: altura del salto
H: hombres
hl: Height of Landing o diferencia en la altura del centro de gravedad entre el instante
de tocar el suelo previo a la amortiguación y el instante del despegue del salto.
ICC: Intraclass Correlation Coefficient o coeficiente de correlación intraclase
IT: Inelastic Tape o vendaje no elástico
L0.30: amortiguación de caída desde 0.30 m
L0.75: amortiguación de caída desde 0.75 m
Lr: Landing Range o descenso del centro de gravedad desde el inio de la amortiguación
hasta el punto más bajo.
M: mujeres
N: normal, sin vendaje.
P: pies planos
PF: pico de fuerza
PP: Peak Power o pico de potencia
Promedio de X: posición media del centro de presiones en el eje antero-posterior
Promedio de Y: posición media del centro de presiones en el eje medio-lateral
ROM: Range of Movement o rango de movimiento
SAL: salida después de la amortiguación
SCA: salto con aproximación
T: Tape o con vendaje.
t: tiempo de vuelo
T1: instante en el que sucedía el primer pico de fuerza
T1: longitud de la primera tira activa en el vendaje elástico
T2: instante en el que sucedía el segundo pico de fuerza
T2: longitud de segunda tira activa en el vendaje elástico
TBW: Time Body Weight o tiempo desde el inicio de contacto con el suelo hasta que el
valor de la fuerza de reacción vertical cruzaba por primera vez el peso del sujeto
UE: With Upper Extremities o amortiguación con ayuda de brazos
WUE: Without Upper Extremities o amortiguación sin ayuda de brazos
Zα: coeficiente asociado al error tipo α, que se fijó en el 5%
Zβ: coeficiente asociado al error tipo β, que se fijó en el 10-20%
Índice
Índice
1.- RESUMEN
9
2.- ESTADO ACTUAL DE CONOCIMIENTOS
2.1.- BIOMECÁNICA DEL TOBILLO
15
17
2.1.1.- Articulaciones y movimientos del tobillo
17
2.1.2.- Ligamentos
21
2.1.3.- Músculos
24
2.1.4.- Etiología lesional
26
2.1.5.- Factores de riesgo
29
2.1.5.1.- Las recidivas
29
2.1.5.2.- Flexibilidad
29
2.1.5.3.- Fatiga y debilidad muscular
30
2.1.5.4.- Competición vs entrenamiento
30
2.1.5.5.- Deportes de colaboración-oposición
30
2.1.6.- Medidas preventivas
31
2.1.6.1.- Propiocepción
32
2.1.6.2.- Fortalecimiento muscular
33
2.1.6.3.- Soportes externos de tobillo
34
2.2.- BIOMECÁNICA DEL VENDAJE FUNCIONAL PREVENTIVO
44
2.2.1.- Indicaciones, limitaciones y efectos secundarios
46
2.2.2.- Acciones del vendaje
48
2.2.2.1.- Mecánica
49
2.2.2.2.- Exteroceptiva
50
2.2.2.3.- Propioceptiva
51
2.2.2.4.- Psicológica
51
2.2.3.- Restricción y fatiga
52
2.2.4.- Pérdida de eficacia
57
2.2.5.- Influencia del vendaje en el equilibrio
59
2.2.6.- Influencia del vendaje en la capacidad de amortiguación
60
2.2.6.1.- Características generales de las amortiguaciones
de caídas
60
2.2.6.2.- Riesgo de lesión en las amortiguaciones
63
2.2.6.3.- Influencia del vendaje en la amortiguación
66
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
2.2.7.- Influencia en otros aspectos de la biomecánica
68
2.3.- TIPOS DE FABRICACIÓN BÁSICOS
70
2.3.1.- Con vendas no elásticas
72
2.3.1.1.- Propiedades de los materiales no elásticos
72
2.3.1.2.- Características de los vendajes no elásticos
74
2.3.2.- Con vendas elásticas
75
2.3.2.1.- Propiedades de los materiales elásticos
75
2.3.2.2.- Características de los vendajes elásticos
76
2.3.3.- Combinación vendas no elásticas y vendas elásticas
3.- OBJETIVOS
78
79
3.1.- OBJETIVOS GENERALES
81
3.2.- OBJETIVOS ESPECÍFICOS
81
4.- METODOLOGÍA
83
4.1.- DISEÑO EXPERIMENTAL
85
4.2.- PROTOCOLOS
87
4.2.1.- Normas éticas y criterios de inclusión
87
4.2.2.- Cineantropometría
88
4.2.3.- Familiarización y calentamiento
89
4.2.4.- Elaboración de los vendajes funcionales preventivos de tobillo 90
4.2.4.1.- Con vendas no elásticas
90
4.2.4.2.- Con vendas elásticas
91
4.3.- TRATAMIENTO DE DATOS
94
4.4.- ESTUDIOS METODOLÓGICOS
96
4.4.1.- Estudio 1: Fuerzas de reacción del suelo en pies planos
y cavos
96
4.4.1.1.- Propósito
96
4.4.1.2.- Sujetos
96
4.4.1.3.- Tests
97
4.4.1.4.- Variables
100
4.4.1.5.- Estadística
101
Índice
4.4.2.- Estudio 2: Diferencias de sexo durante la amortiguación
de caídas en test de salto
103
4.4.3.1.- Propósito
103
4.4.3.2.- Sujetos
103
4.4.3.3.- Tests
104
4.4.3.4.- Variables
105
4.4.3.5.- Estadística
105
4.4.3.- Estudio 3: Diferencias de sexo en las fuerzas de reacción
del suelo en seis tipos de amortiguación
106
4.4.4.1.- Propósito
106
4.4.4.2.- Sujetos
106
4.4.4.3.- Tests
106
4.4.4.4.- Variables
108
4.4.4.5.- Estadística
109
4.5.- ESTUDIOS APLICADOS
4.5.1.- Estudio 4: Influencia del vendaje no elástico de tobillo
en el equilibrio y el salto
110
4.4.5.1.- Propósito
110
4.4.5.2.- Sujetos
110
4.4.5.3.- Tests
110
4.4.5.4.- Variables
114
4.4.5.5.- Estadística
115
4.5.2.- Estudio 5: Vendaje elástico vs no elástico
116
4.4.6.1.- Propósito
116
4.4.6.2.- Sujetos
116
4.4.6.3.- Tests
117
4.4.6.4.- Variables
118
4.4.6.5.- Estadística
119
5.- RESULTADOS Y DISCUSIÓN
5.1.- ESTUDIOS METODOLÓGICOS
121
123
5.1.1.- Estudio 1: Fuerzas de reacción del suelo en pies
planos y cavos
123
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
5.1.1.1.- Resultados
123
5.1.1.2.- Discusión
125
5.1.2.- Estudio 2: Diferencias de sexo durante la amortiguación
de caídas en test de salto
129
5.1.2.1.- Resultados
129
5.1.2.2.- Discusión
142
5.1.3.- Estudio 3: Diferencias de sexo en las fuerzas de reacción
del suelo en seis tipos de amortiguación
139
5.1.3.1.- Resultados
139
5.1.3.2.- Discusión
142
5.2.- ESTUDIOS APLICADOS
149
5.2.1.- Estudio 4: Influencia del vendaje no elástico de tobillo
en el equilibrio y el salto
149
5.2.1.1.- Resultados
149
5.2.1.2.- Discusión
151
5.2.2.- Estudio 5: Vendaje elástico vs no elástico
155
5.2.2.1.- Resultados
155
5.2.2.2.- Discusión
159
6.- CONCLUSIONES
167
7.- BIBLIOGRAFIA
171
8.- ANEXOS
199
Anexo 1: Carta de consentimiento
Anexo 2: Cuestionario sobre actividad física y lesiones
Anexo 3: Artículos
3.1.- Ya publicados
− Abián J, Alegre LM, Jiménez L, Lara AJ, Aguado X. (2005).
Fuerzas de reacción del suelo en pies cavos y planos. Archivos
de Medicina del Deporte, 108: 285-292.
− Abián J, Alegre LM, Fernández JM, Lara AJ, Meana M,
Aguado X. (2006). Avances del vendaje funcional de tobillo en
el deporte. Archivos de Medicina del Deporte, 113: 219-229.
Índice
− Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Aguado X. (2006). Diferencias
de sexo durante la amortiguación de caídas en tests de salto.
Archivos de Medicina del Deporte, 116: 441-450.
− Abián J, Alegre LM, Fernández JM, Aguado X. (2007). El
vendaje funcional elástico vs no elástico en saltos y
amortiguaciones. Archivos de Medicina del Deporte, 122: 442449.
− Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Rubio JA, Aguado X. (2008)
Kinetic differences between young men and women in landings
from jump tests. Journal of Sports Medicine and Physical
Fitness, 48: 305-310.
− Abián-Vicén J, Alegre LM, Fernández-Rodríguez JM, Lara
AJ, Meana M, Aguado X. (2008) Ankle taping does not impair
performance in jump or balance tests. Journal of Sports Science
and Medicine, 7: 350-356.
3.2.- Aceptados, en imprenta
− Abián-Vicén J, Alegre LM, Fernández-Rodríguez JM,
Aguado X. Prophylactic ankle taping: elastic versus inelastic
taping. Aceptado, pendiente de publicación en Foot & Ankle
International.
Anexo 4: Pósters
− Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Aguado X. (2006). Kinetic
differences between men and women in six landing situations. 11th
Annual Congress of the European College of Sport Science. Lausanne
(Suiza).
− Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Rubio JA, Aguado X. (2007).
Differences between men and woman in landings from jump tests.
12th Annual Congress of the European College of Sport Science.
Jyväskylä (Finlandia).
− Abián J, Alegre LM, Fernández JM, Aguado X. (2007). Kinetic
analysis of the range of movement with two types of prophylactic
ankle taping: inelastic vs elastic taping. 12th Annual Congress of the
European College of Sport Science. Jyväskylä (Finlandia).
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
1. Resumen
Resumen
RESUMEN
En este trabajo se ha puesto a punto la metodología para valorar por medio del
análisis de fuerzas de reacción diferentes tipos de tests de salto y amortiguación, que
posteriormente se han utilizado para comparar dos vendajes funcionales preventivos de
tobillo; uno elástico y otro no elástico.
Objetivo: El objetivo del trabajo ha sido analizar el efecto del vendaje funcional
preventivo de tobillo (elástico y no elástico) en la capacidad de restricción de
movimientos y en la posible pérdida de eficacia en la realización de diferentes tipos de
tests, así como analizar la fatiga del vendaje después de realizar los tests.
Metodología: Han participado un total de 470 sujetos (313 hombres y 157
mujeres), distribuidos entre cinco estudios. Se han realizado tests de: marcha, carrera,
cambio de dirección, salto, amortiguación de caída y equilibrio. Se han analizado
variables cinéticas: los picos de fuerza y los instantes en los que sucedían, duraciones de
apoyos en los movimientos, así como en algunos casos los picos de potencia y el
recorrido vertical del centro de gravedad. En el caso de los tests de equilibrio se registró
el recorrido del centro de presiones y se consideraron las variables derivadas del mismo.
Se han usado tres plataformas de fuerzas: dos piezoeléctricas Kistler: Una 9281 CA y
una Quattro Jump y una extensiométrica Dinascan 600 M. Para la valoración de la
restricción de los movimientos del tobillo y la fatiga del vendaje se midieron la
inversión, eversión, flexión y extensión máximas pasivas del tobillo derecho con un
goniómetro manual.
Resultados y discusión: En los tests máximos los sujetos con pies cavos
mostraron mayores valores en los picos de fuerza (p<0.05) mientras que los planos los
mostraron en la duración de los apoyos (p<0.01). En la amortiguación de tests de salto
las mujeres mostraron menores valores en el segundo pico de fuerza (mujeres = 5.89 ±
11
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
2.06 BW y hombres = 7.51 ± 2.38 BW, p<0.001), mayor recorrido del centro de
gravedad (mujeres = 11.06 ± 2.72% y hombres = 10.43 ± 2.43%, p<0.05) y un retraso
en el tiempo desde el inico del contacto del pie en el suelo hasta la aparición del
segundo pico de fuerza. Los picos de fuerza vertical durante amortiguaciones cayendo
desde una superficie elevada a 0.75 m fueron mayores en el grupo de mujeres que en el
de hombres (mujeres entre 7.01 y 8.15 BW y hombres entre 5.48 y 6.14 BW, p<0.05),
mientras que las diferencias no fueron significativas cuando se realizaban
amortiguaciones previo salto desde el suelo. El vendaje no influyó en el rendimiento de
los tests de equilibrio, ni en la batida del test de salto. Sin embargo, se obtuvo un mayor
valor en el segundo pico de fuerza de la amortiguación de la caída del salto con el
vendaje funcional preventivo no elástico (sin vendaje = 5.38 ± 1.61 BW y con vendaje =
6.04 ± 1.87 BW; p<0.05). Los dos vendajes restringieron de forma significativa
(p<0.001) la supinación y la extensión una vez colocados y después del ejercicio ambos
vendajes se fatigaron tanto en la inversión (vendaje no elástico = 26.74% y vendaje
elástico = 20.84%) como en la extensión (vendaje no elástico = 8.41% y vendaje
elástico = 6.36%). El vendaje no elástico se fatigó más que el elástico en la inversión
(p<0.05), sin embargo los sujetos percibieron el vendaje elástico más cómodo y menos
restrictivo (p<0.001). No se encontraron diferencias en las alturas de los saltos, no
obstante, en el pico de potencia el vendaje no elástico presentaba valores superiores
(vendaje no elástico = 38.93 ± 6.10 W/kg y vendaje elástico = 37.77 ± 6.27 W/kg,
p<0.05). Tampoco se encontraron diferencias en el segundo pico de fuerza vertical
durante la amortiguación de la caída, sin embargo, con el vendaje no elástico, en los
tests en los que se buscaba máxima amortiguación, el segundo pico de fuerza sucedía
antes (con el vendaje no elástico desde 0.3 m sucedía a los 0.043 s y desde 0.75 m
sucedía a los 0.032 s) que con el vendaje elástico (p<0.05) o sin vendaje (p<0.01).
12
Resumen
Conclusiones: La utilización de los vendajes funcionales preventivos de tobillo
(elástico y no elástico) no ha mostrado influencia sobre el rendimiento en ninguno de
los tests de equilibrio y salto estudiados. En sujetos de características similares a los que
han participado en este estudio, recomendaríamos utilizar el vendaje elástico frente al
no elástico debido a que no ha modificado ningún aspecto de los analizados en la
biomecánica del tobillo, ha producido la misma limitación en el movimiento, se ha
fatigado menos y ha sido percibido como más cómodo y menos restrictivo por parte de
los sujetos.
Palabras clave: Plataforma de fuerzas, tests de salto, tests de amortiguación de
caídas, salto con contramovimiento, sexo, ligamento cruzado anterior, prevención de
lesiones.
Códigos UNESCO: 240604, 240600, 321311, 321000.
13
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
14
2. Estado actual de
conocimientos
Estado actual de conocimientos
2.1.- BIOMECÁNICA DEL TOBILLO
En este apartado se van a describir las articulaciones del tobillo, sus capacidades
de movimiento, sus ligamentos y los músculos que las rodean. Por otro lado se
describirá la etiología lesional y los principales factores de riesgo, y finalmente las
medidas preventivas que se suelen utilizar para proteger el tobillo de posibles lesiones.
2.1.1.- Articulaciones y movimientos del tobillo
El tobillo lo conforman principalmente dos articulaciones. Por un lado, la
suprastragalina formada por la mortaja tibio-peronea y el astrágalo, y por otro, la
subastragalina formada por la cara inferior del astrágalo y la superior del calcáneo. La
cápsula articular, que es laxa en las caras anterior y posterior, está reforzada por
importantes complejos ligamentosos.
La articulación suprastragalina es una trocleartrosis, en la que se realiza el
movimiento de flexión (flexión dorsal) y de extensión (flexión plantar) del pie con
respecto a la pierna. (Figura 2.1).
Flexión
Extensión
Figura 2.1: Articulación
suprastragalina y
movimientos de flexión y
extensión que se dan en esta
articulación (adaptado de
Calais-Germanin, 1996).
17
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
La articulación subastragalina es una artrodia. Se compone de dos
articulaciones que se establecen entre las carillas inferiores del astrágalo y las superiores
del calcáneo. Aunque morfológicamente podrían clasificarse como trocoides,
funcionalmente constituyen una sola articulación (artrodia) (Figura 2.2).
(eje sagital)
inversión
eversión
(eje frontal)
extensión
flexión
(eje vertical)
abducción
adducción
Figura 2.2: Articulación subastragalina y movimientos que se dan en esta articulación
(adaptado de Calais-Germanin, 1996).
El tobillo (suprastragalina + subastragalina), con la ayuda de la rotación axial de
la rodilla, tiene movimientos en tres ejes de libertad, los cuales permiten orientar la
bóveda plantar en todas la direcciones para adaptarla a los accidentes del terreno, a
diferentes actividades (como la marcha) y a diversas situaciones deportivas.
18
Estado actual de conocimientos
Los movimientos que se dan en estos ejes son:
Flexión y extensión: Movimientos que discurren en un plano sagital, en los que
la zona distal del pie se aleja de la tibia (extensión) o se aproxima a la tibia (flexión). Su
amplitud natural es de 20 a 30º de flexión y de 30 a 50º de extensión. Este movimiento
se produce principalmente en la articulación suprastragalina aunque en los movimientos
extremos se añade la amplitud propia de las articulaciones del tarso (Kapandji, 1996)
(Figura 2.3).
Inversión y eversión: existen dos terminologías diferentes (americana y europea)
que afectan a los conceptos de inversión/eversión y supinación/pronación. En este
trabajo se ha optado por utilizar la americana debido a que la usan la mayoría de
trabajos que estudian la biomecánica del tobillo en el deporte y así se pueden comparar
de forma directa los resultados y compartir una misma terminología. La inversión y la
eversión en la terminología americana son movimientos que tienen lugar en un plano
frontal, en los que la superficie plantar se inclina en el sentido de enfrentamiento al
plano medio sagital (inversión) o alejamiento del plano medio sagital (eversión) (Root y
cols., 1991). Este movimiento se origina básicamente en la articulación subastragalina.
La amplitud natural de estos movimientos es de 52º de inversión y de 25 a 30º la
eversión (Kapandji, 1996) (Figura 2.3).
Adducción y abducción: Movimientos que tienen lugar sobre un plano
horizontal, en los que la zona distal del pie se desplaza hacia la línea media del cuerpo
(adducción), o separándose de la línea media del cuerpo (abducción). La amplitud total
de estos movimientos es de 35 a 45º. (Kapandji, 1996) (Figura 2.3).
19
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
a)
b)
c)
20-30º
30-50º
25-35º
52º
35-45º
Figura 2.3: Movimientos de flexión y extensión (a), inversión y eversión (b) y
adducción y abducción (c) del tobillo (adaptado de Rouviere y Delmas, 1996).
Los movimientos en estos ejes no se dan prácticamente nunca en estado puro,
sino de forma combinada. La supinación consiste en la combinación simultánea de
adducción, inversión y extensión, mientras que la pronación consiste en abducción,
eversión y flexión. El eje para este movimiento atraviesa el pie desde posterior, lateral y
plantar, hasta anterior, medial y dorsal y se le denomina eje de Fick (Figura 2.4).
Figura 2.4: Movimientos de flexión
y
extensión (eje CD) y de supinación y
pronación en el eje de Fick (AB) (adaptado de
Martin y Soto, 1995).
20
Estado actual de conocimientos
2.1.2.- Ligamentos
Existen dos sistemas para mantener el astrágalo dentro de la mortaja tibioperonea. El sistema de contención, que viene representado por la propia estructura
anatómica (mortaja), y el de retención, que está compuesto por la cápsula articular y
sus refuerzos laterales ligamentosos, así como los tendones periarticulares, que se
comportan como ligamentos activos (Rodríguez, 1998). Los ligamentos laterales
(externo e interno) forman a cada lado de la articulación unos potentes abanicos
fibrosos, cuyo vértice se fija en el maléolo correspondiente y la periferia en los dos
huesos del tarso posterior (calcáneo y astrágalo).
El ligamento lateral externo está constituido por tres fascículos (dos de ellos se
dirigen al astrágalo y el otro al calcáneo) (Figura 2.5), que a continuación se describen.
Fascículo anterior o peroneoastragalino anterior: está fijado al borde anterior del
maléolo del peroné. Se dirige oblicuamente hacia abajo y hacia delante para fijarse en el
astrágalo entre la carilla externa y la abertura del seno del tarso. Es el que con mayor
frecuencia se lesiona, y su carga máxima para la rotura es de tan solo 297 N (Funk y
cols., 2000).
Fascículo medio o peroneocalcáneo: parte de las proximidades del vértice del
maléolo del peroné y se dirige hacia abajo y hacia atrás para fijarse en la cara externa
del calcáneo. Es el más largo de los ligamentos externos, el más fuerte de los
ligamentos laterales y es capaz de soportar una carga máxima para la rotura de 598 N
(Funk y cols., 2000). Debido a esto y a las características de los mecanismos de lesión,
es muy raro que se lesione de forma aislada (Rodríguez, 1998; Robbins y Waked,
1998).
21
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
Fascículo posterior o peroneoastragalino posterior: se origina en la cara interna
del maleolo del peroné, por detrás de la carilla articular. Se dirige en sentido horizontal
hacia dentro y algo hacia atrás para fijase en el tubérculo posterior del astrágalo. Es
capaz de soportar una carga máxima para la rotura de 554 N (Robbins y Waked, 1998;
Funk y cols., 2000).
ligamento per oneoas tragali no anterior
li gamento peroneoastragalino posterior
ligamen to peroneocalcáneo
Figura 2.5: Ligamentos
del complejo externo del
tobillo
(adaptado
de
McAlindon, 2004).
El fascículo peroneocalcáneo es el que tiene un mayor stiffness (mayor módulo
de Young) y mayor resistencia a la rotura. En condiciones fisiológicas es el que mayor
carga de tracción soporta de los tres. El peroneoastragalino posterior se encuentra en
el término medio tanto en stiffness como en resistencia máxima a la rotura, aunque por
la posición anatómica es muy difícil que llegara a lesionarse si no lo han hecho antes los
otros dos fascículos. Por último, el peroneoastragalino anterior que es el que presenta
menor resistencia a la rotura de los tres, pero también se comporta con mayor
compliance (menor módulo de Young) y por su posición es el más propenso a
lesionarse (Figura 2.6).
22
Estado actual de conocimientos
esfuerzo (N/mm2 )
peroneocalcáneo
peroneoastragalino posterior
peroneoatragalino anterior
10
20
30
40
deformación (%)
Figura 2.6: Curvas de esfuerzo/deformación de los ligamentos laterales del tobillo
(adaptado de Corazza y cols., 2005).
El ligamento lateral interno se reparte en dos planos: profundo y superficial. El
plano profundo está formado por dos fascículos tibioastragalinos, anterior y posterior.
El plano superficial, muy extenso y triangular, forma el ligamento deltoideo (Figura
2.7). Desde su origen tibial se extiende por una línea de inserción inferior, continua en
el escafoides, el borde interno del ligamento glenoideo y la apófisis menor del calcáneo.
23
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
ligamento tibioastragalino posterior
ligamento deltoideo
ligamento tibioastragalino anterior
Figura 2.7: Ligamentos del complejo interno del tobillo (adaptado de McAlindon, 2004).
Para completar los ligamentos del tobillo, debemos hacer referencia a los
ligamentos anterior y posterior de la articulación tibiotarsiana (que son simples
engrosamientos capsulares) y a los ligamentos sindesmóticos, compuestos por el
ligamento tibioperoneo anterior, tibioperoneo posterior e interóseo.
2.1.3.- Músculos
Todos los músculos que tienen acción sobre el tobillo están situados en la pierna,
y sus tendones llegan a diferentes partes del esqueleto del pie. A menudo han de
atravesar espacios estrechos y correderas osteoligamentosas, razón por la cual están
protegidos por vainas sinoviales. En la Figura 2.8 se muestra un esquema de las
acciones de los diferentes músculos en los movimientos del tobillo y a continuación se
va a describir la fuerza generada por cada músculo, según Rouvière y Delmas (1996), en
estos movimientos:
24
Estado actual de conocimientos
La flexión es producida por el tibial anterior (con una fuerza máxima
aproximada de 25 N) y secundariamente, por el extensor del dedo gordo (4 N) y por el
extensor común de los dedos (8 N).
La extensión es producida por el tríceps sural (Gemelos 88 N y sóleo 73 N) y de
forma secundaria por el tibial posterior (4 N), los flexores de los dedos (4 N), el flexor
del dedo gordo (9 N) y los peroneos laterales (7 N). La fuerza de los músculos que
realizan la extensión puede llegar a 186 N (cinco veces más que la de los músculos que
producen la flexión) por la importancia de su papel en la postura, los desplazamientos y
las batidas.
La supinación es producida por el tríceps sural (47 N), el tibial posterior (15 N),
el tibial anterior (5 N), el flexor común de los dedos del pie (6 N) y el flexor propio del
dedo gordo (7 N).
La pronación es producida por el peroneo lateral largo (6 N), el peroneo lateral
corto (4 N), el extensor común de los dedos del pie (3 N) y el peroneo anterior (2 N),
con un sumatorio total de 15 N.
25
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
Figura 2.8: Movilidad del tobillo. Los músculos que están por delante del eje
de Fick (A-B) producen pronación (eversión + abducción), y los que se hallan
por detrás supinación (inversión + aducción). Los músculos que pasan por
delante del eje transversal (C-D) son flexores del tobillo, y los que están por
detrás extensores. Los puntos oscuros de la figura corresponden a los tendones
de los músculos (adaptado de Martin y Soto, 1995).
2.1.4.- Etiología lesional
El tobillo es una articulación fundamental en la práctica de casi todos los
deportes. En muchos de ellos soporta cargas elevadas, que en ocasiones pueden llegar a
ser muy superiores a las soportadas por la rodilla. En un estudio de revisión realizado
por Fong y cols. (2007), el tobillo fue la zona del cuerpo que más se lesionó en 24 de
26
Estado actual de conocimientos
los 70 deportes revisados, cobrando especial importancia los porcentajes encontrados en
voleibol, con un 41% de las lesiones de este deporte (Verhagen y cols., 2004), en fútbol
con un 41% (Sullivan y cols., 1980), y en balonmano con un 40% (Yde y Nielsen,
1990). Garrick y Requa (1988), en un estudio longitudinal a lo largo de nueve años
(1979-87) encontraron que las lesiones de tobillo correspondían al 76% de todas las
lesiones sucedidas tanto en los deportes de raqueta como en el fútbol americano, el 77%
de las de danza, el 79% de las de baloncesto y el 82% de las de voleibol.
El esguince de tobillo representa entre el 30 y el 50% de todas las lesiones en el
deporte (Garrick y Requa, 1973; Martínez, 1985; Garrick y Requa; 1988, González
Iturri, 1991; Manonelles y Tarrega, 1998; Orchard y Seward, 2003) y es la lesión más
común de las que suceden en el tobillo dándose en el 76,7% de los estudios revisados
por Fong y cols. (2007). En squash, fútbol, rugby, balonmano y voleibol representa más
del 80% de las lesiones de tobillo (Berson y cols., 1981; Brynhildsen, 1990; Gerrard y
cols., 1994; Seil y cols., 1998; Verhagen y cols., 2004).
El mecanismo lesional más frecuente consiste en un movimiento combinado de
inversión y extensión forzadas (Figura 2.9). Este mecanismo se da en el 75-85% de las
lesiones de tobillo (Garrick, 1982; Rodríguez, 1998; Woods y cols., 2003). Inicialmente
se ve afectado el ligamento peroneoastragalino anterior. Pero si la fuerza sigue
progresando, se puede afectar el peroneocalcáneo y finalmente, en pocos casos en la
actividad deportiva, se ve afectado el peroneoastragalino posterior (Rodríguez, 1998;
Bahr y cols., 1994).
27
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
Figura 2.9: Lesión del ligamento lateral externo de tobillo por el mecanismo de
inversión (adaptado de O´Connell, 1995 y McAlindon, 2004).
En un estudio realizado por Woods y cols. (2003), encontraron que el 77% de
los esguinces eran del ligamento lateral y que el 73% de esos esguinces iban
acompañados de rotura o elongación del ligamento peroneoastragalino anterior. Es raro
el mecanismo de lesión en eversión que produciría la lesión del ligamento deltoideo; tan
solo un 15% de las lesiones ligamentosas del tobillo se producen por este mecanismo.
Por otro lado, las recidivas, el dolor y la inestabilidad crónica, son muy
habituales tras los esguinces de tobillo. Según Yeung (1994) los principales problemas
residuales de los esguinces de tobillo son: el dolor (30.2%), la inestabilidad (20.4%), la
crepitación (18.3%), la debilidad (16.5%), la rigidez (14.6%) y la inflamación (13.9%).
Para los tobillos que han tenido entre uno y cuatro esguinces el principal problema
residual es el dolor (24-28%). Sin embargo, para los tobillos que superan los cinco
esguinces, la mayor secuela es la inestabilidad (38%). Los esguinces que no han
recibido un tratamiento adecuado se vuelven a lesionar antes de un año en el 70% de los
casos (Herring, 1990).
28
Estado actual de conocimientos
2.1.5.- Factores de riesgo
En este apartado se va a hablar de los principales factores de riesgo que afectan a
las lesiones de tobillo, que son: las recidivas, la flexibilidad, la fatiga y debilidad
muscular, la situación de competición vs. entrenamiento y las características particulares
de los deportes de colaboración-oposición.
2.1.5.1.- Las recidivas
Los deportistas que han tenido en algún momento un esguince de tobillo, que
normalmente les deja una mayor laxitud articular, tienen más riesgo de sufrir de nuevo
esta misma lesión (Herring, 1990; Bylak y Hutchinson, 1998; Hubbard y Hertel, 2006).
Al igual que sucede con la hipermobilidad del tobillo, la hipomobilidad o pérdida del
rango de movimiento (ROM) fisiológico (característico de las primeras semanas de
rehabilitación tras el esguince) debido a la inmovilización de la articulación, también
está relacionada con un mayor riesgo de recidiva (Hubbard y Hertel, 2006).
2.1.5.2.- Flexibilidad
Algunos autores han estudiado la influencia que tienen en el riesgo de lesión
determinadas características individuales de los deportistas. Pope y cols. (1998)
encontraron que los sujetos que tenían mayor flexibilidad en la flexión del tobillo,
sufrían menos esguinces. En este mismo sentido, Hertel (2000) encontró que los sujetos
con múltiples episodios de esguince de tobillo tenían reducida la flexión de tobillo. Por
otro lado, Caulfield y Garrett (2002), por medio de un análisis cinemático, revelaron que
los sujetos con tobillo inestable presentaban hipermobilidad de tobillo en diferentes
actividades y tareas.
29
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
2.1.5.3.- Fatiga y debilidad muscular
Gabbett (2002) en un estudio realizado en la liga de rugby amateur obtuvo que
los jugadores tenían una mayor incidencia de lesiones que los profesionales y que la
incidencia se incrementaba de forma significativa con la fatiga. La pierna dominante es
la que más esguinces de tobillo presenta (Yeung y cols., 1994) y la debilidad muscular
es otro aspecto que condiciona el mayor riesgo de lesión (Brizuela y cols. 1996).
2.1.5.4.- Competición vs entrenamiento
Bahr y cols. (1994) en un estudio realizado con jugadores de voleibol
encontraron que la incidencia en los esguinces de tobillo era cuatro veces mayor en
competición que durante el entrenamiento. En este mismo sentido, Nielsen y Yde
(1989) encontraron más lesiones en competición para categorías superiores pero más en
el entremaniento en las categorías inferiores.
2.1.5.5.- Deportes de colaboración-oposición
La incidencia de lesiones de tobillo es mayor en deportes de colaboraciónoposición, en los que hay contacto entre los componentes de los equipos, como es el
caso del fútbol, fútbol americano, baloncesto, voleibol y balonmano (Jones y cols.,
2000; Meana, 2002; Fong y cols., 2007). Esto se debe principalmente a las
características del juego, así como al gran número de practicantes en todo el mundo.
El baloncesto es el deporte donde se registra mayor número de esguinces de
tobillo (Martínez, 1985; Robbins y Waked, 1998; Rodríguez, 1998; Jones y cols., 2000).
Esto se debe, por un lado, a las características antropométricas de los jugadores ya que
sus tobillos deben soportar un elevado peso con una gran estatura y por otro lado, a las
30
Estado actual de conocimientos
características propias del juego, como son: la repetición de gestos, aceleraciones y
desaceleraciones bruscas, desplazamientos laterales y saltos. Estas características junto
al constante contacto entre los jugadores y el reducido espacio bajo la canasta, someten
a la articulación del tobillo a esfuerzos que facilitan su lesión (Manonelles y Tárrega,
1998; Rodríguez, 1998).
El balonmano y el fútbol son ampliamente practicados en muchos países. El
fútbol es uno de los deportes con mayor número de practicantes en el mundo, tanto a
nivel aficionado como profesional, lo que genera una elevada incidencia de lesiones.
Estos dos deportes se caracterizan por el constante contacto físico entre los jugadores
combinado con aceleraciones, esfuerzos violentos, golpes, blocajes, saltos y fintas que
incrementan el riesgo de que se den esguinces de tobillo. El esguince de tobillo se ha
identificado como la lesión más frecuente en la traumatología del fútbol, existiendo
demarcaciones en el terreno de juego más expuestas a lesión que otras. Los jugadores
que más se lesionan son los delanteros, seguidos de los defensas (González Iturri y
cols., 1994).
En voleibol, un 63% de los esguinces de tobillo suceden durante la caída del
bloqueo, donde normalmente saltan varios jugadores juntos y es habitual pisar a un
compañero (Bahr y cols. 1994).
2.1.6.- Medidas preventivas
Hay diferentes factores, que deben ser considerados en la prevención de los
esguinces. Entre los más destacados se encuentran: la propiocepción, el fortalecimiento
31
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
muscular y los soportes externos (vendajes y ortesis). Seguidamente van a ser
escuetamente desarrollados.
2.1.6.1.- Propiocepción
Es complicado separar todas las sensaciones que intervienen en la
propiocepción. Por un lado, la información proveniente de la articulación, el músculo, y
los mecanorreceptores cutáneos y por otro, las señales visuales y auditivas que dan una
información adicional (Riemann y cols., 2002). Por ello, cuando se analiza algún
aspecto propioceptivo se intentan aislar estos dos canales de información para que no
interfieran en las sensaciones provenientes de la articulación (Wikstrom y cols. 2006).
Hay controversia, en cuanto a cómo la respuesta refleja de los músculos
peroneos puede contribuir a la protección de la articulación. Algunas investigaciones
han encontrado incrementos de la latencia de los peroneos en las articulaciones
inestables (Konradsen y Ravn, 1990 y 1991; Karlsson y cols., 1992). Sin embargo, otros
autores no han encontrado diferencias en la respuesta refleja en los sujetos con
inestabilidad en el tobillo (Nawoczenski y cols., 1985; Ebig y cols. 1997).
Nakagawa y Hoffman (2004) encontraron que los sujetos con tobillos inestables,
con frecuencia tenían un control postural menor que se reflejaba en un rendimiento
más bajo en tests de equilibrio estático y dinámico. Gutiérrez y cols. (2007) nos
muestran que hay un mayor riesgo de sufrir esguince de tobillo cuando los músculos
peroneos se fatigan, debido a que se reduce la protección activa que estos músculos
tienen sobre el tobillo. Se ha encontrado que los programas basados en la propiocepción
del tobillo descienden el riesgo de lesiones agudas y crónicas (Eils y cols., 2001)
32
Estado actual de conocimientos
Kouradsen y cols. (1993) analizaron diversas partes de la propiocepción del
tobillo para relacionarlo con la inestabilidad y el riesgo de sufrir esguinces. Para ello
anestesiaron el ligamento lateral del tobillo de siete sujetos. Midieron la reproducción
de una posición de forma activa y pasiva, el equilibrio estático sobre apoyo monopodal
y el tiempo hasta la respuesta de los peroneos ante una inversión repentina de tobillo. El
único parámetro que se modificó por la anestesia fue la reproducción de la posición
pasiva de movimientos. Así concluían que las sensaciones aferentes de los peroneos son
las responsables de la protección dinámica del tobillo ante la inversión repentina.
Manteniendo la funcionalidad de la musculatura del tobillo, se puede conseguir una
buena estabilidad en la articulación y mantener un buen equilibrio estático monopodal,
pese a no poseer la información propioceptiva de los ligamentos.
2.1.6.2.- Fortalecimiento muscular
Otra forma de proteger la articulación es por medio del fortalecimiento
muscular. Diversos estudios han demostrado la eficacia del fortalecimiento muscular
para prevenir los esguinces de tobillo y reducir el riesgo de lesión (Ekstrand y cols.,
1983; Tropp y cols., 1985a y 1985b; Bahr y cols., 1997; Holme y cols., 1999;
Wedderkopp y cols., 1999). La forma más habitual de fortalecer la musculatura del
tobillo es con el trabajo en disco, este método ha tenido un efecto mayor en la
reducción de esguinces de tobillo en deportistas con una historia previa de lesiones
(Tropp y cols., 1985b; Bahr y cols., 1997) aunque también está demostrada su eficacia
en deportistas con tobillos sanos (Holme y cols., 1999; Wedderkopp y cols., 1999).
En las primeras etapas del fortalecimiento muscular se recomienda el trabajo de
forma general sobre todos los músculos que atraviesan el tobillo para incrementar la
33
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
estabilidad y se observa si hay algún tipo de descompensación, para incrementar el
trabajo sobre los músculos más débiles. Una vez se ha conseguido una buena
estabilidad, se trabaja sobre los músculos que de forma activa pueden reducir la
posibilidad de llegar a un movimiento extremo de la articulación. Para prevenir el
esguince de tobillo en su mecanismo más frecuente se deberían trabajar los peroneos
laterales largo y corto, el peroneo anterior y el extensor común de los dedos del pie.
Ekstrand y cols. (1983) en un estudio con 12 equipos de fútbol (de 15 hombres
cada uno) introdujeron de forma aleatoria un programa intensivo de prevención de
esguinces durante una temporada o un programa estándar de entrenamiento.
Encontraron que el programa intensivo de prevención de lesiones redujo la incidencia
de esguinces de tobillo a lo largo de seis meses de una temporada. En otro estudio con
jugadores de voleibol llevado a cabo por Bahr y cols. (1997) se realizó un programa de
prevención de lesiones que incluía entrenamiento en disco, y se encontró que los
esguinces de tobillo se redujeron de forma significativa, sin tener influencia sobre el
resto de lesiones.
2.1.6.3.- Soportes externos de tobillo.
Los soportes externos de tobillo hacen referencia a los vendajes funcionales
preventivos y a las ortesis. En este apartado se van a tratar principalmente las ortesis,
debido a que el siguiente va a estar dedicado íntegramente a los vendajes. Numerosos
estudios recomiendan el uso de los soportes externos de tobillo como método para
prevenir lesiones (Tabla 2.1 y Tabla 2.2). Diversos estudios han encontrado que los
deportistas que utilizan ortesis tienen una menor incidencia de lesiones en el tobillo
(Rovere y cols., 1988; Sitler y cols., 1994; Sharpe y cols., 1997; Mickel y cols., 2006).
34
Estado actual de conocimientos
AUTOR
SUJETOS Y
SEXO
EDAD
Nº ORTESIS
TIPO DE ORTESIS
Bennell y Goldie (1994)
24
24.8 ± 4.4
2
Swede-O y OAPL
Burks y cols. (1991)
30
-
2
Kallassy y Swede-O
20
-
8
Adimed Stabil 2, Basko camp, Cliagamed, Malleocast,
Malleo-med, Mikros OV, Push ankle Brace, Talocrur
10 H
23.5 ± 3.7
3
Stirrup, Active Ankle y Swede-O
7M
18-21
1
ALP (Ankle ligament protector)
18-22
1
Stirrup
2
Stirrup y Swede
1
ALP
Bruns y cols. (1996)
σ
Gehlsen y cols. (1991)
Greene y Hillman (1990)
σ
9M
2H
8M
8H
8M
8H
16 M
10 H
M = 26.1 ± 5.1
H = 26 ± 1.6
M = 22 ± 7.2
H = 27 ± 2
18.9 ± 0.8
1
Swede-O
Hopper y cols. (2005)
15 M
22.6 ± 4.2
1
Swede-O
Hubbard y Kaminski (2002)
8M
8H
21.6 ± 1.35
2
Swede O ankle y aircast air-stirrup
Kaminski y Gerlach (2001)
20 M
20.8 ± 2.7
1
Alimed
Lindley y cols. (1995)
11 H
21.7 ± 1.7
3
Stirrup, ALP y Active Ankle Trainer
Mackean y cols. (1995)
11 H
17-25
3
Aircast, Active Ankle y Swede-O
σ
5M
5H
5M
9H
23.4 ± 2.5
2
Swede-O y Aircast
21 ± 2
3
Swede-O, Aircast y Active Ankle
Gross y cols. (1987)
Gross y cols. (1991)
Gross y cols. (1994b)
Heit y cols. (1996)
Martin y Harter (1993)
McCaw y Cerullo (1999)
Metcalfe y cols. (1997)
10 M
26.5 ± 3.69
1
Swede-O-Universal
Mickel y cols (2006)
93 H
-
1
AirSport Ankle Brace
Paris (1992)
18 H
17.6 ± 1.7
2
Swede-O y New Cross Mcdavid
Paris y cols. (1995)
30 H
22.0 ± 3.3
2
Swede-O y Subtalar Support-braced
Paris y Sullivan (1992)
36 H
22.3
3
Swede-O, New Cross, stirrup,
subtalar stabilizer brace
Rieman y cols. (2002)
5M
9H
17-26
1
Aircast
Sacco y cols. (2004)
8H
17-25
1
Aircast
Sharpe y cols. (1997)
38
19.1
1
Swede-O
Shapiro y cols. (1994)
5H
20-65
8
McDavid A-101, Stirrup, Gelcast, Super-8, Donjoy FG062, Eclipse Excel Ankle Support, Ankle Stabilizer y
High top Ankle Support
Verbrugge (1996)
26 H
18-28
1
Air-Stirrup Brace
Tabla 2.1: Estudios sobre ortesis donde también se analizan vendajes funcionales
σ
=estudios que encuentran
preventivos de tobillo (M = mujeres, H = hombres;
reducciones en el ROM del tobillo por la utilización de las ortesis y por lo que
recomiendan su uso como método para prevenir lesiones).
35
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
SUJETOS Y
SEXO
13 M
14 H
AUTOR
Alves y cols. (1992)
σ
EDAD
Nº ORTESIS
TIPO DE ORTESIS
26.26 ± 4.43
4
Stirrup, ALP, Swede-O Universal,
Kallassy
Carroll y cols. (1993)
6M
25.4
1
Swede-O Universal
Cordova y cols. (1998)
24 H
23.3 ± 3.4
2
Aircast Sport-Stirrup y Active Ankle
Cordova y cols. (2000)
8M
12 H
23.6 ± 1.7
2
Active ankle y McDavid 199
σ
7H
23.0 ± 1.3
1
Push Brace
σ
15 M
9H
22.7 ± 2.7
10
Stirrup, Gelcast, Caligamed, Air gel, Air Brace, Ligacast
Anatomic, Malleoloc, Kalassy, Kalassy S, Fibulo Tape,
Dynastab
15 H
27.3 ± 6.6
1
Aircast Air-Stirrup
21-41
1
Aircast Air-Stirrup
18-35
1
ALP
12 H
18-22
3
Stirrup, ALP y Swede-O
15 M
19.73 ± 1.28
1
ASO Ankle brace
8M
8H
9M
14 H
17 M
8H
M = 24.6 ± 5.1
H = 20.1 ± 1.6
2
ALP y Stirrup
18-36
2
ALP y Aircast sport-stirrup
16.2 ± 6
1
Aircast sport-stirrup
7-
26.3 ± 3.68
2
Swede-O y Sure-step
12 M
19.83 ± 1.7
1
Active ankle
10 M
8H
18-35
1
Stirrup
24 H
22.7
3
Active Ankle Trainer brace, Aircast
Stirrup, McDavid A-101
46
3
Creadas por los investigadores
15.83 ± 1.01
1
Donjoy Rocketsoc
13 -
36
1
Ortesis creada por los investigadores
Macpherson y cols. (1995)
25 H
16
2
Stirrup y Rocketsoc
σ
18 M
20.88 ± 2.85
2
Air-Stirrup y McDavid
Papadopoulos y cols. (2005)
33 H
21.5 ± 1.5
1
Mc David
Pienkowski y cols. (1995)
12 H
15-18
3
Stirrup, kallassy y Swede-O
Santos y cols. (2004)
6M
4H
26.4
1
Active Ankle
16H
19.14 ± 1.34
1
Stirrup
21.7 ± 2.6
1
Active Ankle Brace
16.2 ± 6.0
1
Stirrup
24,2
1
Maleoloc
24.03 ± 0.76
2
McDavie A101 y Perform 8 Steady
Step lateral ankle stabilzer
De crercq (1997)
Eils y cols. (2002)
Feuerbach y Grabiner (1993)
2M
10 H
15 M
15 H
Feuerbach y cols. (1994)
Greene y Roland (1989)
Greene y Wight (1990)
σ
σ
Gribble y cols. (2004)
Gross y cols. (1994a)
Gross y cols. (1997)
Hals y cols. (2000)
Hartsell y Sapulding (1997)
Hodgson y cols. (2005)
kimura y cols. (1987)
σ
σ
σ
Kinzey y cols. (1997)
10 M
10 H
18 M
8H
Kitaoka y cols. (2006)
Locke y cols. (1997)
Lofvenberg y karrholm (1993)
Masharawi y cols. (2003)
Sitler y cols. (1994)
Venesky y cols. (2006)
σ
Verrone y cols (2000)
Wiley y Nigg (1996)
σ
Yaggie y Kinzey (2001)
σ
σ
12M
12 H
17M
8H
4M
8H
30 -
Tabla 2.2: Estudios donde se analizan exclusivamente ortesis de tobillo (M = mujeres; H
σ
=estudios que encuentran reducciones en el ROM del tobillo por la
= hombres;
utilización de las ortesis y por lo que recomiendan su uso como método para prevenir
lesiones).
36
Estado actual de conocimientos
Existen numerosos tipos de ortesis. Las más simples son de tejido elástico,
neopreno u otros materiales elásticos sin componentes duros. Están diseñadas para
provocar compresión, propiocepción y calentar la zona. Sin embargo, hay otros soportes
de tobillo más elaborados, con partes semirrígidas o rígidas, cuya función es restringir
determinados movimientos (Figura 2.10).
2
1
5
3
6
4
7
Figura 2.10: Principales ortesis utilizadas en los diferentes estudios revisados (1 = Aircast
Air-Stirrup, 2 = Swede-O Universal, 3 = Active Ankle, 4 = Ankle Ligament Protector, 5 =
ASO, 6 = Malleoloc, 7 = DonJoy Rocketsoc; figura compuesta a partir de imágenes
obtenidas con el buscador de imágenes de Google).
La gran mayoría de estudios que analizan la influencia de las ortesis en la
cinemática del tobillo, realizan mediciones del ROM activo o pasivo usando
dinamómetros isocinéticos, goniómetros o sistemas de grabación de vídeo. Gross y cols.
(1987, 1991 y 1994) estudiaron la restricción de diversos tipos de ortesis antes y
después de realizar ejercicio, en el ROM en inversión-eversión. Vieron que las ortesis
protegían a la articulación en estos movimientos sin mostrar apenas fatiga después del
37
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
ejercicio (10 minutos de carrera trazando ochos y 20 subidas en un step). La gran
mayoría de los autores han encontrado que las ortesis restringían el ROM del tobillo
para protegerlo de determinadas lesiones (Tabla 2.1 y Tabla 2.2).
La restricción que confiere la ortesis depende, sobre todo, de la rigidez de los
materiales de confección. Carroll y cols. (1993) encontraron que una ortesis poco
rígida (Swede-O Universal) no fue efectiva en sujetos con tobillos inestables. La ortesis
pretendía restringir el ROM del tobillo en simulaciones del mecanismo de lesión por
inversión, utilizando una plataforma que provocaba de forma repentina la inversión del
tobillo. En esta misma línea, Greene y Wight (1990) encontraron que las ortesis Ankle
Ligament Protector y Aircast Air-Stirrup restringieron la movilidad del tobillo más que
la Swede-O Universal y se fatigaron menos después de 90 minutos de ejercicio (fatiga:
Swede-O Universal = 35%; Ankle Ligament Protector = 8% y Aircast Air-Stirrup =
12%).
Existe discrepancia entre los autores respecto a la influencia en el rendimiento
de las ortesis. La mayoría de ellos coinciden en que las ortesis no interfieren en el
rendimiento en tests de salto vertical y horizontal, carreras de agilidad o sprints (Tabla
2.3). Sin embargo, otros estudios demuestran su influencia negativa en el rendimiento
de estos tests (Tabla 2.3). Greene y Wight (1990) realizaron un test específico para
valorar el rendimiento que consistía en recorrer unas bases de softball y vieron, que una
de las ortesis (Aircast Air-Stirrup) redujo el rendimiento mientras que las otras dos
(Ankle Ligament Protector y Swede-O Universal) no influyeron. Robinson y cols.
(1986) construyeron unas zapatillas con soportes de plástico en los laterales para
proteger el tobillo. Analizaron el rendimiento y la restricción en el tobillo con cuatro
38
Estado actual de conocimientos
materiales de diferente rigidez y tamaño. Encontraron que cuanto más rígido era el
material, menores eran los ROMs y mayor la influencia que tenían estas zapatillas en la
disminución del rendimiento.
AUTOR
PRUEBAS
DESCENSO RENDIMIENTO
Burks y cols. (1991)
salto vertical, carrera de agilidad (9.14 m),
salto horizontal y velocidad (36.58 m)
SI
Greene y Hillman (1990)
salto vertical
NO
Gross y cols. (1994a)
Locke y cols. (1997)
Mackean y cols. (1995)
Macpherson y cols. (1995)
velocidad (40 m), carrera de agilidad (en
forma de ocho) y salto vertical
salto vertical, velocidad (24.38 m) y carrera
de agilidad (12.19 m)
salto vertical, salto y tiro (baloncesto),
velocidad y carrera submáxima
salto vertical, velocidad (36.58 m) y carrera
de agilidad (18.28 m)
NO
NO
SI
NO
Metcalfe y cols. (1997)
salto vertical y test de agilidad
SI
Paris (1992)
velocidad (45.72 m), equilibrio, agilidad y
salto vertical
NO
Verbrugge (1996)
velocidad (36.58 m) y salto vertical
NO
Verrone y cols. (2000)
carrera de agilidad (36.58 m) y salto vertical
NO
Wiley y Nigg (1996)
salto vertical y carrera de agilidad (en forma
de ocho)
NO
Yaggie y Kinzey (2001)
carrera de agilidad y salto vertical
NO
Tabla 2.3: Estudios que analizan la influencia de las ortesis sobre el rendimiento.
No está clara la influencia de las ortesis sobre el equilibrio y la propiocepción
del tobillo. Paris (1992) estudió la influencia de diversas ortesis (Swede-O Universal,
New Cross-Braced y McDavid-Braced) sobre el equilibrio estático y dinámico y
encontró que ninguna de ellas influyó sobre el equilibrio. Por otro lado Feuerbach y
Grabiner (1993) encontraron que la ortesis Aircast Air-Stirrup mejoró el rendimiento en
tests de equilibrio estático y dinámico en sujetos sanos, reduciendo el recorrido del
centro de presiones. Los autores justifican estas mejoras por las sensaciones
exteroceptivas y propioceptivas que provoca la ortesis. De hecho, en un estudio
posterior de estos mismos autores (Feuerbach y cols., 1993), también con sujetos sanos,
39
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
encontraron que la ortesis mejoró la propiocepción del tobillo. Heit y cols. (1996), en un
estudio con la ortesis Swede-O Universal mostraron resultados similares a los descritos
por Feuerbach y cols. (1993). Por otro lado, Hubbard y Kamisnki (2002) encontraron
que, independientemente de que el tobillo estuviera sano o tuviera inestabilidad, el uso
de las ortesis (Swede-O Universal y Aircast Air-Stirrup) influyó de forma negativa
sobre la propiocepción del tobillo. En este mismo sentido, Bennell y Goldie (1994)
encontraron que la ortesis (Swede-O Universal) empeoró el equilibrio estático sobre
apoyo monopodal con ojos cerrados, debido a que incrementó el número de veces que el
sujeto necesitaba tocar el suelo para reequilibrarse.
Es posible que las restricciones que provocan las ortesis puedan tener, además de
efectos negativos en el rendimiento de algunas actividades, consecuencias sobre el
incremento de riesgo en nuevas lesiones (diferentes a las que pretenden evitar). Santos y
cols. (2004) encontraron que la restricción que provocaba la ortesis Active Ankle se
compensaba con un incremento de la rotación de la rodilla durante tareas en las que se
requería rotación interna de tronco. Rieman y cols. (2002) hallaron que la ortesis Aircast
Air-Stirrup adelantó la aparición de los picos de fuerza durante la amortiguación de
caídas desde 0.6 m. También durante la amortiguación de caídas McCaw y Cerullo
(1999) encontraron que algunas ortesis (Aircast Air-Stirrup, Swede-O Universal)
reducían la flexión mientras que la Active Ankle no tuvo influencia. Sacco y cols.
(2004), analizando las fuerzas de reacción verticales en saltos y amortiguaciones, vieron
que la ortesis Aircast Air-Stirrup no modificó de forma significativa las fuerzas
verticales, sin embargo, sí modificó las fuerzas medio-laterales.
40
Estado actual de conocimientos
Otros estudios, también han encontrado modificaciones en algunos parámetros
de diferentes movimientos. Estos podrían tener efectos secundarios que pudieran ser
motivo de contraindicación de su uso. Se han observado incrementos en el momento de
fuerza en la rotación externa de rodilla (Venesky y cols., 2006), disminución de la
activación muscular del peroneo largo en simulaciones de inversión de tobillo (Cordova
y cols., 1998), menor activación de los gemelos y el peroneo largo durante la
amortiguación de caídas (Hopper y cols., 2005), incrementos en el primer pico de fuerza
durante la amortiguación de caídas desde 0.6 m (Hodgson y cols., 2005)
y
modificaciones en el patrón cinético durante la marcha (Kitaota y cols., 2006).
Los trabajos donde se analizan las ortesis se pueden dividir en dos grandes
grupos: por un lado los estudios que analizan exclusivamente el comportamiento de las
ortesis (Tabla 2.1) y por otro los que las comparan frente a vendajes funcionales
preventivos de tobillo (Tabla 2.2).
La aparición de estudios sobre ortesis es más
reciente en el tiempo que la de los vendajes. De las comparaciones que algunos
estudios hacen entre vendajes y ortesis se puede desprender que las ortesis:
1.- Se fatigan menos que los vendajes (Greene y Hillman, 1990; Gross y cols.,
1981 y 1991; Martin y Harter, 1993).
2.- Son más cómodas (Verbrugge, 1996).
3.- Son más sencillas de colocar y reajustar por el propio deportista (Hopper y
cols., 1999; Shapiro y cols., 1994).
4.- A la larga son más baratas que realizar uno o más vendajes en cada
entrenamiento y competición (Rovere y cols., 1988; Paris, 1992; Metcalfe y
cols, 1997).
41
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
Curiosamente estos estudios comparativos en ningún caso describen las ventajas
que puedan tener los vendajes. Como por ejemplo, que por estar adheridos a la piel
pueden mejorar la acción exteroceptiva y con ello la propiocepción de la articulación
(Heit y cols, 1996) o que se realizan de forma personalizada para cada sujeto y lesión.
Así, los vendajes permiten ajustar el vector de fuerzas resultante para restringir un
movimiento en la dirección más conveniente, dependiendo de las características
antropométricas del sujeto, de la actividad que vaya a realizar y del tipo de lesión que se
pretenda prevenir.
En algunos estudios, los resultados apuntan ventajas de los vendajes frente a las
ortesis, que paradójicamente y pese a que se nombran a lo largo del estudio, finalmente
no son resaltadas en sus conclusiones y resúmenes, concluyendo que ambos métodos
muestran la misma efectividad a la hora de prevenir lesiones. Hay que destacar que
muchos de estos estudios están patrocinados por casas comerciales que fabrican
ortesis (Alves y cols. 1992; Paris, 1992; Martin y Harter, 1993; Feuerbach y cols., 1994;
Verbrugge, 1996; Wiley y Nigg, 1996) por lo que sus conclusiones deberían ser
consideradas con precaución.
Varios trabajos, curiosamente, llegan a la conclusión de que no es necesaria la
familiarización con las ortesis debido a que los resultados sobre el rendimiento después
de una semana o varios meses de utilización, fueron los mismos que el primer día en el
que se colocaron (Pienkowski y cols., 1995; Verrone y cols., 2000).
Por último, se debe tener en cuenta que las principales discrepancias en cuanto a
la influencia que las ortesis tienen sobre los ROMs, rendimiento o propiocepción viene
42
Estado actual de conocimientos
condicionada por la gran variedad de soportes externos de tobillo que aparecen en el
mercado, las características (muy diferentes entre sí) y la competitividad entre las
diferentes marcas.
43
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
2.2.- BIOMECÁNICA DEL VENDAJE FUNCIONAL PREVENTIVO
Varios estudios han resaltado en sus conclusiones la eficacia de los vendajes
funcionales preventivos de tobillo para reducir la incidencia de lesiones (Garrick y
Requa, 1973; Sharpe y cols., 1997). El estudio de Garrick y Requa llevado a cabo
durante una temporada con 2562 jugadores de baloncesto, encontró que el vendaje
redujo la incidencia de lesiones de tobillo, especialmente en sujetos que habían tenido
episodios previos de esguince de tobillo. Mickel y cols. (2006) establecen que con la
utilización del vendaje la incidencia de lesiones por participante cada 1000 exposiciones
es 0.77. Frente a los 6.40 registrados por Marshall y cols. (2002) en sujetos que no
utilizaban soportes de tobillo. Ambos estudios fueron realizados con jugadores de fútbol
americano.
La bibliografía en biomecánica sobre los vendajes funcionales preventivos se ha
centrado en cuatro temas principales, que se desarrollarán a lo largo de este apartado
(Tabla 2.4): (1) el estudio del posible descenso del rendimiento, (2) la medición de la
restricción de movimiento y fatiga del vendaje, (3) la influencia del vendaje en el
equilibrio y (4) la influencia del vendaje en la capacidad de amortiguación. Por otro
lado, encontramos revisiones bibliográficas y también trabajos en los que se aportan
hipótesis variadas sin demostrar (Hume y Gerrard, 1998; Karlsson y cols., 1993;
Passerallo y Calíbrese, 1994; Thacker y cols., 1999; Cordova y cols., 2002; Wilkerson,
2002).
44
Estado actual de conocimientos
TIPO DE VENDAS
No elásticas
AUTOR (AÑO)
OBJETIVO
21-28
SANOS
FATIGA + ROM
--
SANOS
FATIGA
SEXO
EDAD
Rarick y cols. (1962)
5
H
Delacerda (1978)
3
--
Laughman y cols. (1980)
20
10 M, 10 H
23 (20-45)
SANOS
FATIGA + ROM
Fumich y cols. (1981)
16
H
--
SANOS
FATIGA + ROM
Hughes y Stetts (1983)
29
17 M, 12 H
--
SANOS
FATIGA + ROM
Gross y cols. (1987)
11
9 M, 2 H
18-22
SANOS
FATIGA + ROM
Greene y Hillman (1990)
7
M
18-21
SANOS
FATIGA + ROM
Burks y cols. (1991)
30
--
--
SANOS
RENDIMIENTO
ROM + FUERZA
Gehlsen y cols. (1991)
10
H
23.5 ± 3.7
SANOS
Paris (1992)
25
H
17.6 ± 1.7
SANOS
RENDIMIENTO
Karlsson y Andreasson (1992)
20
10 M, 10 H
24 (19-28)
TOBILLO
INESTABLE
ROM + PROPIOCEPCION
Paris y Sullivan (1992)
36
H
22.3 ± 2.33
SANOS
RENDIMIENTO
Martin y Harter (1993)
10
5 M, 5 H
23.4 ± 2.5
SANOS
FATIGA
Bennell y Goldie (1994)
24
--
24.8 ± 4.4
SANOS
RENDIMIENTO + EQUILIBRIO
Shapiro y cols. (1994)
5
H
20-65
CADAVERES
ROM
Lindley y kernozek (1995)
11
H
21.1 ± 1.7
SANOS
ROM DINÁMICO
MacKean y cols. (1995)
11
M
17-25
SANOS
RENDIMIENTO
Paris y cols. (1995)
30
H
22.0 ± 3.3
SANOS
FATIGA + ROM
Robbins y cos. (1995)
24
--
26.6 ± 2.9
SANOS
PROPIOCEPCIÓN
Bruns y cols. (1996)
20
--
--
CADAVERES sin
lesiones
ROM
Heit y cols. (1996)
26
16 M, 10 H
18.9 ± 0.8
SANOS
RENDIMIENTO
Verbrugge (1996)
26
H
20.3
SANOS
RENDIMIENTO
Metcalfe y cols. (1997)
10
M
26.5 ± 3.69
SANOS
RENDIMIENTO + ROM
Sharpe y cols. (1997)
38
--
19.1
ESGUINCES
PREVIOS
NUEVAS LESIONES
5 M, 9 H
M (20 ± 1),
H (21 ± 2)
SANOS
CAÍDAS
McCaw y Cerullo (1998)
14
Hopper y cols. (1999)
15
M
22.6 ± 4.2
SANOS
CAÍDAS
Lohrer y cols. (1999)
40
22 M, 18 H
23.6
SANOS
FATIGA + ROM
Refshauge y cols. (1999)
43
--
18-41
25 INESTABLE
18 SANOS
RENDIMIENTO
5 M, 7 H
M (22.4),
H (24.1)
SANOS
FATIGA
Alt y cols. (1999)
Combinación
CARACTERÍSTICAS
SUJETOS
Nº SUJETOS
12
Allison y cols. (1999)
31
--
26
SANOS
RESPUESTA PERONEOS
Kaminski y Gerlach (2001)
20
M
20,8 ± 2,7
SANOS
PROPIOCEPCIÓN
PROPIOCEPCIÓN
CAÍDAS
Hubbard y Kaminski (2002)
16
8 M, 8 H
21.6 ± 1.7
TOBILLO
INESTABLE
Riemann y cols. (2002)
14
5 M, 9 H
17-26
SANOS
Yi y cols. (2003)
14
10 M, 4 H
M (23.8 ± 2.0),
H (25.7 ± 2.0)
SANOS
CAÍDAS
Sacco y cols. (2004)
8
--
17-25
SANOS
RENDIMIENTO
Meana y cols. (2007)
15
H
--
SANOS
ROM + FATIGA
Wilkerson (1991)
30
H
--
SANOS
FATIGA
Gross y cols. (1991)
16
8 M, 8 H
Gross y cols. (1994)
16
8 M, 8 H
M (26.0 ± 3.8),
H (26.1 ± 4.7)
M (22 ± 2),
H (27 ± 7)
SANOS
FATIGA
SANOS
RENDIMIENTO + FATIGA
De Clercq (1997)
7
H
23.0 ± 1.3
SANOS
ROM + NUEVAS LESIONES
Barceló (2004)
16
6 M, 10 H
18-24
SANOS
RENDIMIENTO + CAÍDAS
Tabla 2.4: Trabajos que estudian los vendajes funcionales preventivos de tobillo (M = mujeres;
H = hombres).
45
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
2.2.1.- Indicaciones, limitaciones y efectos secundarios
En los deportes colectivos, el uso de los vendajes es una práctica habitual y en
ocasiones obligada (Meana, 2002). En la élite deportiva, este hecho se ve reforzado por
convenios que algunos clubes tienen con casas comerciales, para proteger las
inversiones que han realizado, minimizando el riesgo de que un jugador quede
lesionado a mitad de temporada (Bové, 2005). Así, Camacho (2005) relata que en la
NBA es algo muy frecuente. La utilización de vendajes por los grandes jugadores ha
hecho que esta práctica se extienda hacia otros estratos del deporte y jugadores de
menor nivel que tratan de imitar a las grandes estrellas, popularizando el uso y, a veces,
abuso de estos métodos preventivos.
Como hemos comentado anteriormente, en ocasiones, en vez de los vendajes
funcionales preventivos, se usan otros métodos de sujeción como son las ortesis. Éstas
últimas son más sencillas y menos costosas, tanto a nivel económico como de tiempo
(Rovere y cols., 1988; Paris, 1992; Metcalfe y cols., 1997; Hopper y cols., 1999;
Shapiro y cols., 1994). Aún así, debemos tener en cuenta como ventajas de los vendajes
funcionales que son personalizados y que se crean para la ocasión y para una persona
determinada, mientras que las ortesis son impersonales, no tienen en cuenta las
características individuales de los sujetos y a veces poseen elementos rígidos que
impiden su utilización en competición.
Los beneficios de la correcta utilización de los vendajes están más que
demostrados. Garrick and Requa (1973) observaron que los vendajes reducían la
incidencia de lesiones, registrando 14.7 esguinces cada 1000 participantes frente a los
32.8 esguinces cada 1000 participantes que se obtuvieron en los sujetos que no llevaban
46
Estado actual de conocimientos
vendaje. En este mismo sentido Sharpe y cols. (1997) encontraron que el porcentaje de
esguinces de tobillo, en jugadores con tobillos inestables, se redujo de un 35% en los
sujetos que no utilizaban vendaje a un 25% en los sujetos que lo utilizaban.
Sin embargo cuando el uso no es el indicado, pueden darse una serie de “efectos
secundarios” que vamos a describir a continuación. Neiger (1990) dice que hay que
desconfiar de la colocación sistemática y repetitiva de los vendajes, debido a la
dependencia que pueden provocar en el sujeto y llevarle a que esté expuesto a una
lesión en el momento en que no esté protegido. Por este motivo, hay diversos autores
que sugieren que en la rehabilitación de lesiones sería adecuado combinar la utilización
del vendaje con sesiones específicas de propiocepción, que ayuden al sujeto a
conseguir un control activo articular y neuromuscular, para que el periodo de uso del
vendaje sea limitado (Neiger, 1990; Hume y Gerrard, 1998; Villarroya y cols., 1999).
Después de la utilización del vendaje funcional preventivo, la zona donde ha
sido colocado podría quedar expuesta a un mayor riesgo de lesión. En los estudios en
que se mide el ROM una vez retirado el vendaje, se encuentran valores superiores con
respecto a cuando no se utiliza. Esto conlleva que las estructuras de esa zona se han
“acostumbrado” a la ayuda del vendaje y una vez retirado les cuesta más volver a
realizar su función (Neiger, 1990). Algunos autores achacan la mayor laxitud de la zona
donde se encuentra el vendaje a un aumento de la temperatura y por lo tanto un
aumento también en la extensibilidad de las estructuras que se encontraban bajo el
vendaje (Alt y cols., 1999). Estos autores registran incrementos en la temperatura de
hasta 2.6 ºC superiores en el grupo con vendaje funcional preventivo con respecto a un
grupo control después de realizar ejercicios variados que incluían saltos.
47
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
Otro factor a tener en cuenta es la piel que se encuentra en contacto con el
vendaje. En ella se pueden dar efectos como la hipersensibilidad (reacciones a
determinados componentes del vendaje), las irritaciones mecánicas causadas por
fuerzas de tracción altas y las irritaciones químicas, producidas por las sustancias que
contiene la masa adhesiva (Jurgen y Asmussen, 1998).
Cuando se realiza un vendaje, se deben considerar algunos factores que a veces
no se tienen en cuenta, como son: la capa protectora de la piel (que se encuentra
formada por ácidos grasos, las escamas y los pelos) y la actividad que se va a realizar.
Jurgen y Asmussen (1998) apuntan que el sudor puede influir de forma significativa
sobre el efecto del vendaje y su utilidad. El vendaje puede levantarse y perder su
eficacia, incluso limitar algún movimiento diferente al que se pretendía y llegar a
sobrecargar otras estructuras pudiendo provocar una lesión. El vendaje funcional
preventivo, al limitar el ROM puede llevar a la necesidad de compensar con la
utilización de otras estructuras que a largo plazo provoque dolor o actitudes viciosas.
2.2.2.- Acciones del vendaje
Con el uso de los vendajes funcionales preventivos podemos conseguir
principalmente cuatro acciones. El vendaje permite limitar mecánicamente la
movilidad de una articulación para proteger las estructuras periarticulares de un
sobreestiramiento. Los vendajes actúan también sobre la sensibilidad exteroceptiva y
propioceptiva, por las solicitaciones que efectúan sobre los mecanorreceptores
cutáneos, articulares y miotendinosos, debido a la presión y por encontrarse en contacto
directo con la piel. Finalmente, su eficacia también se ha asociado a un factor
psicológico debido a la seguridad, confianza y confort que proporcionan a los
48
Estado actual de conocimientos
deportistas (Hume y Gerrard, 1998, Neiger, 1990). A continuación se van a desarrollar
de forma escueta cada una de estas acciones.
2.2.2.1.- Mecánica
La eficacia de todo vendaje funcional reposa sobre la propiedad mecánica de
sustitución de la acción de las estructuras periarticulares, para conseguir estabilidad
articular y protección frente a la reproducción del mecanismo lesional, sin sacrificar el
aspecto funcional de libertad de movimiento. La eficacia del vendaje para restringir un
movimiento depende principalmente del material utilizado, de la dirección en la
colocación de las tiras, del número de tiras activas utilizadas, de los anclajes y del uso o
no de prevendaje. La acción mecánica está condicionada por la intensidad de las
solicitaciones y del tiempo durante el cual el vendaje inicial permanece colocado sin ser
reforzado o sustituido.
Hay consenso en los investigadores para aceptar la acción mecánica que los
vendajes tienen en restringir determinados movimientos. Malean (1989) propone que el
vendaje adhesivo puede actuar como un ligamento secundario (exoligamento) para
evitar que los movimientos lleguen a los extremos fisiológicos. Según este autor, la
interacción entre el vendaje y la piel no soportaría la fuerza necesaria para evitar los
movimientos que producen las lesiones en los ligamentos del tobillo, pero sí una
combinación de la fuerza que produce el vendaje junto a la que generan las estructuras
corporales que protegen la articulación.
Andreasson y Edberg (1983) hallaron que las vendas no elásticas soportaban una
fuerza de 75 N/cm de ancho. Esto nos indicaría que una venda de 2.5 cm soportaba una
49
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
fuerza aproximada de 187 N, valor parecido al registrado en ensayos realizados en
nuestro Laboratorio de Biomecánica Humana y Deportiva de la Universidad de CastillaLa Mancha (215 N). Estos valores son inferiores a los encontrados en ligamentos
laterales del tobillo, que oscilan desde los 297 N que soporta el peroneoastragalino
anterior hasta los 598 N del peroneocalcáneo (Funk y cols., 2000). Ésta es la causa de
que algunos autores opinen que el mecanismo pueda no ser puramente mecánico ya que,
en tal caso el vendaje debería soportar mayor fuerza que el ligamento (St Pierre y cols.,
1983). Sin embargo, hay que tener en cuenta que en un vendaje funcional preventivo
hay varias vendas activas que ejercen una acción sumativa para restringir el
movimiento. Además, la fuerza que confieren las vendas activas se une a la acción de
los ligamentos y músculos para proteger la articulación, provocando una acción
mecánica de restricción de movimiento igual a la suma de todas las fuerzas que se
oponen al movimiento lesional. La acción mecánica es, posiblemente, la principal causa
del descenso en la incidencia de lesiones por la utilización de los vendajes.
2.2.2.2.- Exteroceptiva
Es una característica propia de los vendajes funcionales, cuyas tiras traccionan
del plano cutáneo, lo cual permite según Neiger (1990):
− Aumentar el flujo aferente exteroceptivo.
− Reforzar de forma intensa las informaciones de origen cutáneo, para una zona
localizada, cuando se reproduce el mecanismo lesional.
− Facilitar la actividad muscular subyacente, protectora de la recidiva lesional.
La acción exteroceptiva depende, en gran medida, de la calidad de la
adherencia de las vendas al plano cutáneo. Por lo que cuando las tiras se ponen en
50
Estado actual de conocimientos
tensión y tiran de forma importante sobre la piel actúan como una señal de alarma que
provoca una corrección de la posición. En este sentido cobra importancia la utilización
del prevendaje exclusivamente en las zonas que haya que proteger de la fricción, para
reducir lo menos posible la acción exteroceptiva.
2.2.2.3.- Propioceptiva
La acción propioceptiva sucede cuando el vendaje provoca una tensión
muscular, tendinosa o capsular que ocasiona un aumento del tono muscular de base y
que puede mejorar la atención del sujeto (Neiger, 1990). Por lo tanto, el sujeto se haría
consciente de los movimientos que realiza su articulación aumentando el control de la
misma, sobre todo, debido a la acción compresiva del vendaje. Firer (1990) comenta
que no todo el efecto que produce el vendaje es puramente mecánico sino que hay otros
mecanismos que también colaboran para la protección del tobillo, entre los que destaca
la acción propioceptiva.
2.2.2.4.- Psicológica
El uso del vendaje da confianza al sujeto, incluso en situaciones en las que se
ponen en duda el resto de acciones. Los vendajes funcionales dan sensaciones de
comodidad y estabilidad, ligadas a los efectos mecánicos, exteroceptivos y
propioceptivos. Según Neiger (1990) la práctica terapéutica demuestra que en ciertos
lesionados se instaura un “acostumbrarse al vendaje”. Esta dependencia encontrada
en los deportistas impone la necesidad de suprimir el vendaje cuando no sea necesaria la
utilización. Por otro lado, en ciertos deportes, es posible colocar de forma sistemática un
vendaje funcional con fin preventivo durante las competiciones o entrenamientos. Éste
debe ser, siempre que sea posible, completado con sesiones de reforzamiento muscular
51
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
y propioceptivo, para evitar una disminución del control activo de la articulación
cuando no se encuentra protegida por el vendaje.
Bleak y Frederick (1998), analizaron los comportamientos supersticiosos de 107
deportistas de fútbol americano, gimnasia y atletismo. Un 39% de los jugadores de
fútbol americano se vendaban pese a no estar lesionados y de los diez rituales más
utilizados en este deporte, era el que se percibía como más efectivo.
2.2.3.- Restricción y fatiga
La movilidad del tobillo puede ser medida de forma estática o dinámica dentro
de un movimiento seleccionado, obteniendo valores diferentes en ambas situaciones.
Medir el ROM de forma estática es relativamente sencillo con un goniómetro. Sin
embargo, hacerlo de forma dinámica durante la práctica deportiva es complejo, puede
interferir en la propia práctica y son necesarios instrumentos más sofisticados, como es
el caso de las cámaras de alta velocidad o electrogoniómetros.
En diversos estudios se ha comprobado la acción mecánica de los vendajes
mediante la restricción del ROM, sobre todo, en los movimientos de inversión y
extensión, debido a que una combinación de ambos se relaciona con el mecanismo más
habitual de lesión del tobillo (Tabla 2.5). Los autores coinciden en que una vez colocado
el vendaje, el ROM del tobillo se reduce, por lo que el tobillo queda protegido de
movimientos extremos. Alt y cols. (1999) compararon dos tipos de material (ambos no
elásticos pero de diferentes casas comerciales) y dos técnicas (una estándar y otra más
corta). Con ambas técnicas se redujo de forma significativa el ROM del tobillo durante
52
Estado actual de conocimientos
inversiones repentinas, con la estándar un 42 y un 41% dependiendo del material y con
la corta un 27 y un 30%.
53
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
AUTOR (AÑO)
Delacerda
(1978)
Fumich y cols.
(1981)
Gross y cols.
(1987)
Greene y Hillman
(1990)
Gehlsen y cols.
(1991)
Wilkerson
(1991)
Martin y Harter
(1993)
Gross y cols.
(1994)
Gross y cols.
(1994)
Bruns y cols.
(1995)
Paris y cols.
(1995)
Metcalfe y cols.
(1997)
Lohrer y cols.
(1999)
Meana y cols.
(2008)
MOVIMIENTO
SIN VENDAJE
ANTES DEL
EJERCICIO
SIG
DESPUÉS DEL
EJERCICIO
SIG
inversión
29.01 ± 29.58
18.29 ± 2.46
**
26.17 ± 3.67
ns
extensión
44.12 ± 4.03
29.21 ± 3.65
**
42.04 ± 5.80
**
inversión
30.60
19.00
24.25
eversión
24.18
19.00
20.80
flexión
24.40
18.60
23.40
extensión
45.50
31.50
38.30
inversión
53.37 ± 11.19
35.20 ± 12.08
*
40.40 ± 12.07
*
eversión
43.52 ± 11.00
36.65 ± 9.19
*
35.00 ± 8.69
ns
inversión
77.89 ± 9.09
42.2 ± 3.98
**
75.54 ± 8.45
**
eversión
52.82 ± 5.96
35.05 ± 3.60
**
50.71 ± 5.67
**
total
130.71 ± 12.24
77.25 ± 6.71
**
126.25 ± 11.69
**
extensión
38.6 ± 6.1
32.6 ± 7.6
*
TIEMPO PARA
FATIGA
120 min
180 min (fútbol
americano)
aprox 20 min
flexión
12.7 ± 4.9
9.7 ± 3.9
*
44.63 ± 5.94
26.10 ± 5.14
***
37.90 ± 5.94
***
44.50 ± 6.24
23.33 ± 4.92
***
34.07 ± 5.63
***
39.83 ± 4.59
24.03 ± 5.18
***
31.37 ± 5.87
***
39.87 ± 4.49
15.97 ± 4.39
***
23.33 ± 5.89
***
15.0 ± 4.8
10.7 ± 2.1
*
14.8 ± 2.9
**
18.1 ± 5.3
12.0 ± 4.2
***
15.4 ± 6.5
*
inversión
59.5 ± 14.7
48.7 ± 12.6
*
54.0 ± 12.4
*
eversión
56.5 ± 7.4
42.3 ± 7.7
*
46.0 ± 8.5
ns
inversion (tecnica
estándar)
inversión (técnica
modificada)
extensión (técnica
estándar)
extensión (técncia
modificada)
inversión caminando
a 6.4 km/h
inversión caminando
a 14.5 km/h
180 min
180 min (fútbol
americano)
20 min
aprox 20 min
pronación
47.84 ± 12.43
39.13 ± 10.08
*
43.54 ± 10.89
*
supinación
51.91 ± 10.49
34.66 ± 10.67
*
39.36 ± 10.31
*
rotación interna
20.2 ± 4.5
15.1
*
rotación externa
18.75 ± 6.74
14.6
*
extensión
36.2 ± 6.52
23.6
*
flexión
29.45 ± 6.1
23.2
*
inversión
41.5 ± 8.2
28.7 ± 6.9
***
35.2 ± 8.0
***
eversión
36.1 ± 7.3
24.8 ± 6.3
***
29.3 ± 6.4
***
extensión
45.0 ± 7.0
25.6 ± 5.9
***
32.5 ± 5.6
***
18.6 ± 8.3
***
aprox 20 min
60 min
flexión
24.9 ± 10
20.2 ± 7.7
**
extensión
42.10 ± 5.16
36.57 ± 3.68
ns
flexión
51.97 ± 5.07
43.35 ± 5.05
*
inversión
34.05 ± 11.48
26.43 ± 9.94
*
eversión
14.63 ± 2.15
12.20 ± 1.46
*
inversión
22 ± 7
14 ± 5
**
20 min
11 ± 4
**
eversión
7±2
7±3
ns
6±4
ns
extensión
52 ± 9
33 ± 10
***
50 ± 17
***
flexión
24 ± 8
16 ± 6
-
13 ± 7
-
inversión
28.3 ± 6.3
10.1 ± 5.4
***
19.1 ± 5.8
***
eversión
14.7 ± 3.5
6.0 ± 3.3
***
10.1 ± 2.6
*
extensión
64.7 ± 6.6
26.5 ± 8.0
***
44.7 ± 11.3
***
flexión
19.6 ± 5.9
9.9 ± 6.8
***
14.6 ± 6.6
***
20 min
30 min
Tabla 2.5: Estudios que analizan la restricción del movimiento y la fatiga de los vendajes
funcionales preventivos de tobillo (SIG = significación estadística; ns = no significativa;
* = p<0.05; ** = p<0.01; *** = p<0.001).
54
Estado actual de conocimientos
Se han encontrado diferencias entre la medición de la restricción pasiva del tobillo
en reposo (medición estática pasiva) y de forma activa (medición dinámica) durante una
acción deportiva (Meana y cols., 2008). En mediciones dinámicas ha habido resultados
diversos en cuanto a la restricción que provocan los vendajes. Meana y cols. (2008)
analizaron el ROM del tobillo durante un cambio de dirección y observaron que
solamente había diferencias por la utilización del vendaje en la inversión durante la fase
de frenado. Martin y Harter (1993) mostraron que el vendaje restringía el ROM
dinámico del tobillo durante la marcha (6.5 km/h) y la carrera (14.5 km/h). En esta
misma línea, Laughman y cols. (1980) observaron que los vendajes limitaban el ROM
en algunas fases de la marcha (caminando a 4.5 km/h). Por otro lado, Lindley y
Kernozek (1995) encontraron que el vendaje no modificaba el ROM en flexión plantar y
dorsal del tobillo durante sprints de 36.56 m, por lo que recomendaban el uso de los
vendajes funcionales cuando fuera necesario, debido a que no modificaban la eficacia
durante la carrera.
La fatiga del vendaje o pérdida de las propiedades mecánicas durante su uso es
otro aspecto que ha sido ampliamente estudiado. La mayoría de los autores coinciden en
que el vendaje se fatiga como cualquier otro material y que con el tiempo pierde parte
de las propiedades para las que ha sido confeccionado, reflejándose en cambios en el
ROM (Tabla 2.5). Diversos estudios establecen la barrera a partir de la cual el vendaje
pierde gran parte de sus propiedades mecánicas en los 20 minutos de ejercicio y por lo
tanto debería reforzarse o sustituirse cada cierto tiempo (Greene y Hillman, 1990, Gross
y cols. 1994 Hume y Gerard, 1998). Rarick y cols. (1962) y Metcalfe y cols. (1997)
encontraron que la mayor fatiga del vendaje se producía en los primeros 10 minutos de
ejercicio.
55
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
Meana y cols. (2008) observaron que el vendaje se fatigó en torno al 48%
después de 30 minutos de ejercicio intenso, midiendo la restricción pasiva en reposo
mediante un goniómetro manual. Sin embargo, estos mismos autores también midieron
el ROM del tobillo de forma dinámica durante un cambio de dirección, y vieron que la
restricción inicial en la inversión desaparecía después de los 30 minutos de ejercicio.
Por otro lado, Martin y Harter (1993) encontraron que después de 20 minutos de
ejercicio intenso el vendaje seguía manteniendo parte de la restricción en el tobillo al
analizar la marcha y la carrera.
Greene y Hillman (1990), en un estudio realizado con un equipo de voleibol,
encontraron que después de 20 minutos de ejercicio el vendaje había perdido gran parte
de la restricción inicial que poseía. Después de 180 minutos de práctica deportiva el
vendaje había pasado de restringir el 41% a tan solo restringir el 15% de la movilidad
inicial. En un estudio similar pero con un equipo de fútbol, Fumich y cols. (1981)
observaron que la restricción del ROM se redujo desde el 30% hasta el 15% después de
tres horas de practicar fútbol americano y Myburgh y cols. (1984) registraron una fatiga
del vendaje desde una restricción inicial del 30% al 10% después de una hora de
practicar squash.
En la fatiga del vendaje funcional preventivo influyen algunas características
individuales, como es el caso del tipo de pie o la altura. Los sujetos altos de pies cavos
los desgastan en mayor medida que los bajos de pies planos (Meana, 2002) por lo que
deberían reconstruirlo con mayor frecuencia. También ha sido estudiada la influencia
del prevendaje en la fatiga del vendaje. Al contrario de lo que cabría esperar, se registró
una menor fatiga del vendaje después de dos horas de ejercicio con el uso de prevendaje
56
Estado actual de conocimientos
que cuando se colocaba directamente sobre la piel (Delacerda, 1978). Los resultados de
Delacerda podrían obedecer a que el prevendaje, al separar la piel del vendaje, además
de evitar las acciones exteroceptivas y propioceptivas, también limitaría la acción
mecánica de restricción y por ello es lógico que al estar menos sometido a tracciones, se
fatigara menos.
2.2.4.- Pérdida de eficacia
La influencia que el vendaje funcional preventivo puede tener sobre el
rendimiento es un aspecto fundamental para considerar su utilización en la
competición. Aunque el vendaje puede prevenir lesiones, muchos deportistas piensan
que desciende el rendimiento, lo que hace que sean reticentes a su utilización, pese a la
protección que provoca (Pienkowski y cols., 1995).
Hay discrepancia entre los autores que analizan la influencia que tiene el
vendaje sobre el rendimiento (Tabla 2.6). Estos trabajos se centran principalmente en el
estudio de su posible descenso, como por ejemplo, en la capacidad de salto o en el
tiempo en realizar un determinado circuito. Unos estudios encuentran que los vendajes
no influyen sobre el rendimiento mientras que otros observan un efecto adverso.
Ninguno de los trabajos muestra una mejora del rendimiento con la utilización de los
vendajes, pese a que en un estudio cualitativo realizado por Hunt y Short (2006), un
34.2% de los sujetos entrevistados afirmaban que el vendaje les ayudaba a mejorar el
rendimiento (contrariamente a lo expuesto por Pienkowski y cols. (1995)).
57
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
AUTOR (AÑO)
Burks y cols. (1991)
PRUEBA (VARIABLE)
% DESCENSO
RENDIMIENTO
SIG
Salto vertical (altura)
4.0
*
10 yardas carrera lanzada (tiempo)
1.6
*
40 yardas sprint (tiempo)
3.5
*
Salto horizontal (longitud)
-
ns
50 yardas (velocidad)
0.2
ns
Nelson Test de equilibrio (tiempo)
3.1
ns
Test de agilidad SEMO (tiempo)
1.6
ns
Salto vertical (altura)
2.4
ns
Fuerza inversión (promedio)
6.9
ns
Fuerza inversión (pico)
7.7
ns
Fuerza eversión (promedio)
1.6
*
Fuerza eversión (pico)
4.0
*
Equilibrio (fuerzas mediolaterales)
42.9
*
Tocar el suelo (número de veces)
536.4
*
Salto vertical (altura)
1.6
*
Lanzamiento en salto (distancia)
9.1
ns
Recorrer distancias cortas (tiempo)
2.9
ns
40 yardas sprint (tiempo)
0.2
ns
Salto vertical (altura)
2.9
ns
Carrera de agilidad (tiempo)
-
ns
Salto vertical (altura)
4.6
***
Test de agilidad SEMO (tiempo)
2.7
***
Amortiguación máxima (2º pico fuerza)
2.6
ns
Amortiguación rígida (2º pico fuerza)
14.9
ns
Vendaje 1: salto vertical (altura)
-
ns
Vendaje 1: tiempo en realizar un circuito (s)
-
ns
Vendaje 2: salto vertical (altura)
-
ns
Vendaje 2: tiempo en realizar un circuito (s)
-
***
Tiempo en realizar un circuito (s)
1.9
ns
Tiempo en realizar una finta (s)
2.4
ns
Paris (1992)
Paris and Sullivan (1992)
Bennell y Goldie (1994)
Mackean y cols. (1995)
Verbrugge (1996)
Metcalfe y cols. (1997)
Rieman y cols. (2002)
Barceló (2004)
Meana y cols. (2005)
Tabla 2.6: Estudios sobre los posibles descensos del rendimiento con la utilización del vendaje
funcional de tobillo. (SIG = Significación estadística; ns = no significativa; * = p<0.05; *** =
p<0.001).
58
Estado actual de conocimientos
2.2.5.- Influencia del vendaje en el equilibrio
Los estudios de equilibrios utilizan el recorrido del centro de presiones para
evaluar el rendimiento en los tests. Un recorrido menor, o menor área de barrido, indica
un mejor resultado (Feuerbach y Grabiner, 1993; Friden y cols., 1989; Hertel y cols.,
1996; Kinzey y cols., 1997). Menores valores en el equilibrio y control postural se han
relacionado con un incremento en el riesgo de lesión del tobillo (Tropp y cols., 1984).
Sin embargo, hay autores que utilizaban técnicas más rudimentarias y menos precisas en
la evaluación, cómo contar las veces que el sujeto necesitaba reequilibrarse (Bennell y
Goldie, 1994) o contar el tiempo que el sujeto permanecía sobre una barra fija (Paris,
1992).
Hay controversia respecto al efecto del vendaje funcional preventivo de tobillo
sobre el rendimiento en tests de equilibrio. Paris (1992) no encontró diferencias con y
sin vendaje al realizar tests de equilibrio estático y dinámico. Sin embargo, Bennell y
Goldie (1994) concluían que el vendaje afectaba de forma adversa al control postural,
en un test de apoyo monopodal con los ojos cerrados y las manos en la cintura, debido a
un incremento en las fuerzas medio-laterales y en la frecuencia de tocar el suelo para
reequilibrarse con el vendaje. Aunque estos resultados podrían sugerir que el vendaje
tuvo un efecto adverso sobre el control postural, se debe tener precaución al
interpretarlos, ya que las variables que se tuvieron en cuenta en este estudio no son las
más habituales ni las más representativas de los estudios de equilibrio. Feuerbach y
Grabiner (1993) observaron que el uso de la ortesis Aircast Air-Stirrup mejoró el
control postural por una reducción de algunas componentes del recorrido del centro de
presiones. Esto nos lleva a pensar que los vendajes funcionales, que tienen una mayor
acción exteroceptiva y propioceptiva por estar adheridos a la piel y traccionar de la
59
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
misma, también podrían tener una influencia positiva sobre el control postural al
analizar este tipo de variables.
2.2.6.- Influencia del vendaje en la capacidad de amortiguación
En este apartado se van a describir las características generales de las
amortiguaciones de caídas, sus principales riesgos y, por último, cómo influyen los
vendajes en estos movimientos.
2.2.6.1.- Características generales de las amortiguaciones de caídas
Los aterrizajes de caídas tienen importancia por el riesgo de lesión que conllevan
y algunos autores los sitúan como la principal causa de lesión en determinados deportes
(Ozgüven y cols., 1988). Por ejemplo, en baloncesto y voleibol, entre el 58% y el 63%
de las lesiones se producen durante los aterrizajes de los saltos (Henry y cols., 1982;
Zelisco y cols., 1982; Gray y cols., 1985; Richie y cols., 1985; Gerberich y cols., 1987).
Se pueden dar dos formas diferentes de caer que han sido ampliamente
estudiadas. Variantes con un pie (Hargrave y cols., 2003; Chaudhari y cols., 2005;
Zazulak y cols., 2005) y con dos pies a la vez (Zhang y cols., 2000; Bauer y cols.,
2001; Self y cols., 2001; Cowling y cols., 2003; Pflum y cols., 2004; Chappell y cols.,
2005; Hewett y cols., 2005; Kernozek y cols., 2005). Los aterrizajes tocando el suelo
con los dos pies a la vez son frecuentes en muchos deportes, por ejemplo Tillman y
cols. (2004), en un estudio con cuatro equipos de voleibol femenino mostraron que el
56% de los aterrizajes durante un partido se daban cayendo con los dos pies a la vez,
mientras que el resto se realizaba cayendo con un solo pie (en torno al 30% el derecho y
al 15% el izquierdo).
60
Estado actual de conocimientos
Gracias
a
las
plataformas
de
fuerzas,
cámaras
de
alta
velocidad,
electrogoniómetros y registros electromiográficos entre otros, hoy en día empieza a
conocerse la biomecánica del aterrizaje de las caídas. Si analizamos las fuerzas de
reacción en un aterrizaje con los dos pies a la vez, encontramos una gráfica similar a la
que se puede apreciar en la Figura 2.11. Se dan dos picos de fuerza que suceden en los
primeros 40 ms. El primero (F1), algo inferior, se relaciona con la llegada al suelo de las
cabezas de los metatarsos (Figura 2.12). El segundo (F2), que en ocasiones puede
superar las 10 veces el peso corporal (Body Weights = BW), está relacionado con la
llegada al suelo del talón (Figura 2.12). Los instantes en los que aparecen estos picos
corresponden a momentos en los que las fuerzas de reacción del suelo son transmitidas a
lo largo de las estructuras anatómicas por todo el cuerpo. Un tercer pico (F3), de mucho
menor nivel (unas 2 BW), suele aparecer cerca de los 150 ms y guarda relación con el
ángulo máximo de flexión de tobillos e inicio del levantamiento de los talones del suelo,
mientras las rodillas siguen flexionándose.
61
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
FUERZAS DE REACCIÓN EN LA AMORTIGUACIÓN DE LA CAÍDA
Fuerza Vertical (BW)
8
F2
F1
6
4
F3
2
0
0
35
70
105
140
175
210
245
Tiempo (ms)
FIGURA 2.11: Gráfica representativa de las fuerzas de reacción verticales en la
amortiguación de una caída desde 0.75 m. La gráfica se ha obtenido con una plataforma de
fuerzas piezoeléctrica Kistler 9281 C. (F1 = primer pico de fuerza; F2 = segundo pico de
fuerza; F3 = tercer pico de fuerza).
FIGURA 2.12: Instantes en los que suceden los dos primeros picos de fuerza en la
amortiguación de una caída desde 0.75 m. El primer pico relaciona con el impacto de las
cabezas de los metatarsos (izquierda) y el segundo con el impacto del talón (derecha). Las
imágenes han sido obtenidas a 1000 Hz con una cámara de alta velocidad, Redlake
MotionScope M1, sincronizada con una plataforma de fuerzas, en ensayos realizados en el
Laboratorio de Biomecánica Humana y Deportiva de la Universidad de Castilla-La Mancha.
62
Estado actual de conocimientos
2.2.6.2.- Riesgo de lesión en las amortiguaciones
En la bibliografía se apoya la idea de que la forma en que el sujeto absorbe la
energía durante la amortiguación de la caída de un salto va a condicionar que ésta sea
más o menos peligrosa (McNitt-Gray, 1991; McNitt-Gray, 1993; McNair y cols., 2000;
Onate y cols., 2001; Cowling y cols., 2003; James y cols., 2003; Devan y cols., 2004;
Tillman y cols., 2004). Este hecho es importante, porque resalta la capacidad que tiene
el ser humano de protegerse activamente (mediante una técnica adecuada) del riesgo
implícito de lesión en las caídas. Así, algunos autores incluso llegan a realizar
intervenciones en el marco escolar para evaluar hasta qué punto se puede disminuir el
riesgo de lesión después de un aprendizaje técnico (Pittenger y cols., 2002; Prapaverssis
y cols., 2003; McKay y cols., 2005).
Las intervenciones profilácticas han empezado a estudiarse por autores como
McNair y cols. (2000), Onate y cols. (2001), Prapavessis y cols. (2003) y Mckay y cols.
(2005). Onate y cols. (2001), en un estudio realizado con 63 sujetos, encontraron que el
grupo al que le aportaban feedback reducía los picos de fuerza vertical de una forma
significativa. Prapavessis y cols. (2003), en una investigación realizada con 61 niños
(con una edad media de nueve años) que caían desde una altura de 0.3 m, encontraron
reducción del pico de fuerza vertical en el grupo que recibía instrucciones. Cowling y
cols. (2003) concluyen que ciertas instrucciones de activación muscular, previas a una
amortiguación, no reducen el riesgo de lesión del ligamento cruzado anterior (ACL).
Las lesiones de cruzado anterior son más frecuentes en mujeres que en hombres y en
ellas el mecanismo de lesión guarda relación con la activación electromiográfica de los
músculos agonistas y antagonistas de las extremidades inferiores en los aterrizajes.
63
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
También han sido estudiados otros aspectos de las caídas como es la influencia
de la fatiga en la amortiguación o los mecanismos de lesión en los aterrizajes. Madigan
y cols. (2003) encontraron un descenso significativo del 12% en F2 después de fatigar
los músculos de las extremidades inferiores por medio de series que combinaban dos
amortiguaciones y tres sentadillas. No obstante, no hemos encontrado en la bibliografía
estudios donde se fatigue a los músculos con otros tipos de ejercicios diferentes.
Gruneberg y cols. (2003), forzando el tobillo en una caída sobre un plano inclinado,
encontraron que se activaban en mayor medida los peroneos, mientras que en las
amortiguaciones sobre planos horizontales era el tríceps sural el que poseía mayores
valores. Hay que tener en cuenta que en algunos deportes, como el baloncesto o el
voleibol, son frecuentes las caídas pisando el pie de un compañero o contrario.
Entre las lesiones en cuyo mecanismo están involucrados los aterrizajes está la
rotura del ACL (Yu y cols., 2002a; Yu y cols., 2002b; Chappell y cols., 2005;
Chaudhari y cols., 2005; Hewett y cols., 2005). Dos tercios de estas lesiones suceden
durante la amortiguación de una caída (Zazulak y cols., 2005). Este hecho es
particularmente importante en las mujeres deportistas, en las que se describen diferentes
factores que incrementan el riesgo de sufrir lesiones en la amortiguación de caídas
(Tabla 2.7). En fútbol este riesgo es de dos a tres veces mayor que en hombres y en
baloncesto llega a ser de cinco a ocho veces mayor (Zazulak y cols., 2005).
64
Estado actual de conocimientos
AUTOR
Hewett y cols. (1996)
Nº SUJETOS
EDAD (AÑOS)
CARACTERÍSTICAS
ALTURA DE CAÍDA
11 M y 9 H
M = 15.0 ± 0.6
H = 15.0 ± 0.3
Jugadores de voleibol
Cowling y cols. (2001)
11 M y 7 H
22.6 ± 2.5
Chappell y cols. (2002)
10 M y 10 H
M = 21.0 ± 1.7
H = 23.4 ± 1.1
Fagenbaum y cols.
(2003)
8My6H
-
47 M y 34 H
M = 16.0 ± 0.2
H = 16.0 ± 0.2
Ford y cols. (2003)
Físicamente activos
Atletas recreacionales
practicaban A.F. 3 dias a la
semana
Jugadores de baloncesto
universitarios
Jugadores de baloncesto
Atletas recreacionales
M = 21.7 ± 2.1
practicaban A.F. 3 dias a la
H = 23.7 ± 0.8
semana
M = 23.6 ± 1.76
Atletas recreacionales
H = 24.5 ± 2.26
universitarios
TIPO DE MEDICIÓN
SIG
MAYOR RIESGO
Previo salto máximo
Cinética
***
Hombres
Previo salto máximo
Cinemática
Cinética
Electromiografía
ns
ns
*
Mujeres
Previo salto máximo
Cinética
Cinemática
***
***
Mujeres
25.4 y 50.8 cm
Electromiografía
Cinemática
ns
*
Hombres
Drop Jump (31 cm)
Cinemática
Cinética
**
ns
Mujeres
Previo salto máximo
Cinemática
***
Mujeres
60 cm
Cinemática
Cinética
*
*
Mujeres
Chappell y cols. (2005)
10 M y 10 H
Kernozek y cols. (2005)
15 M y 15 H
Swartz y cols. (2005)
4 grupos
(15 G, 15 B,
14 M y 14 H)
G = 9.2 ± 1.0
B = 9.41 ± 0.9
M = 24.2 ± 2.2
H = 23.5 ± 3.2
Físicamente activos
Previo salto al 50% de la
altura alcanzada en un
salto máximo
Cinética
ns
No diferencias
Yu y cols. (2005)
30 M y 30 H
11 a 16
Practicaban fútbol 2 o 3
veces a la semana
Previo salto máximo
Cinemática
***
Mujeres
-
Jugadores de futbol de 1ª
división y atletas
universitarios
30.5 y 45.8 cm
Electromiografía
*
Mujeres
Zazulak y cols. (2005)
13 M y 9 H
Tabla 2.7: Estudios que analizan las diferencias de sexo en las amortiguaciones de caídas. (H
= hombres; M = Mujeres; G = Niñas; B = Niños; A.F. = actividad física; SIG = significación
estadística; * = p < 0.05; ** = p < 0.01; *** = p < 0.001; ns = no significativas).
El mayor riesgo para la lesión del ACL durante la caída se da en el primer 25%
del tiempo de la amortiguación, cuando la rodilla tiene una flexión entre 33º y 48º,
soportando la mayor tensión el ligamento sobre los 0.040 s, instante en el que se da
también F2 (Pflum y cols., 2004). Así, el comportamiento cinético recogido en las
fuerzas de reacción verticales del suelo, va a guardar relación con los tiempos en los que
el ACL va a ser solicitado al máximo. Hemos encontrado trabajos que relacionan un
valor alto en F2 con una mayor tensión en el ACL (Pflum y cols., 2004; Hewett y cols.,
2005). Hewett y cols. (2005) encontraron valores en las fuerzas de reacción verticales
un 20% superiores en mujeres que posteriormente tuvieron lesiones en el ACL.
En los estudios sobre los mecanismo de rotura del ACL predominan los
análisis cinemáticos (Decker y cols., 2003; Hargrave y cols., 2003; Kernozek y cols.,
2005; Pflum y cols., 2004) y de activación muscular (Colby y cols., 2000; Cowling y
cols., 2003; Kain y cols., 1998; Malinzak y cols., 2001; Pflum y cols., 2004; Zazulak y
65
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
cols., 2005). No hemos encontrado estudios que comparen, según el sexo, las fuerzas de
reacción en diferentes tipos de caídas.
Finalmente, aun sin considerar el riesgo de lesión del ACL, el estudio de las
fuerzas de reacción verticales en la amortiguación de caídas es interesante desde la
perspectiva de que la mejor amortiguación será aquella que menores valores obtenga en
los picos de fuerza, por la posibilidad de que si estos fueran demasiado altos podrían
estar involucrados en diferentes mecanismos de lesión por impacto y transmisión de
fuerzas y vibraciones a través de la cadena cinética del sistema ostemuscular.
2.2.6.3.- Influencia del vendaje en la amortiguación
Los vendajes funcionales preventivos de tobillo, que son frecuentemente usados
en deportes donde abundan los saltos podrían, aun cubriendo bien la función para la que
fueron fabricados, promover la aparición de nuevas y diferentes lesiones en la caída de
saltos al interferir en la capacidad de amortiguación de las articulaciones del tobillo y
pie (Alt y cols., 1999). En este sentido, mediante el estudio de las fuerzas de reacción
verticales del suelo se puede observar si las limitaciones en el ROM de la flexoextensión y la inversión-eversión, que aportan los vendajes, pudieran tener efecto sobre
el impacto recibido en las caídas de saltos que parten del suelo o desde superficies
elevadas (Riemann y cols., 2002; Yi y cols., 2003 Barceló, 2004). Concretamente en el
segundo pico de la gráfica fuerza-tiempo, que es el valor más alto de las fuerzas de
reacción verticales durante la amortiguación y que ha sido relacionado por diferentes
autores con el origen de algunas lesiones (Mizrahi y Susak, 1982; Dufek y Bates, 1991;
McNair y Marshall, 1994).
66
Estado actual de conocimientos
Yi y cols. (2003) encontraron incrementos en los picos de fuerza en la
amortiguación de caídas desde 0.4 m con la utilización de los vendajes, que explicaban
por la menor activación que presentaba el sóleo y, por lo tanto, la menor absorción de
las fuerzas durante el inicio de la amortiguación. Riemann y cols. (2002), en
amortiguaciones desde 0.6 m, no encontraron diferencias en los picos de fuerza con los
vendajes, pero sí observaron que se adelantaba la aparición del segundo pico de fuerza.
Esta alteración sugiere que durante actividades dinámicas, las estructuras músculoesqueléticas tienen menos tiempo para reducir el impacto durante la amortiguación. En
este mismo sentido McCaw y Cerullo (1997) registraron con la utilización de vendajes
una reducción del ROM en la flexión de tobillo y una reducción de la velocidad
angular durante la amortiguación de caídas desde 0.6 m. Esto nos indicaría que la
utilización de los vendajes podría afectar de forma negativa en la amortiguación de
caídas desde superficies elevadas.
En amortiguaciones de saltos, algunos autores, no han registrados diferencias
en las fuerzas de reacción por la utilización de los vendajes, ni en el valor de los picos ni
en el instante en el que sucedían (Hopper y cols., 2005; Sacco y cols., 2004). Tampoco
se han encontrado diferencias en la activación de gemelos, tibial anterior y peroneos
(Hopper y cols., 2005). Sin embargo, Barceló (2004) encontró incrementos en el
segundo pico de fuerza con la utilización de dos vendajes preventivos, mientras que este
parámetro no se vio modificado cuando utilizaba un vendaje terapéutico. Al contrario de
lo esperado, cuando analizó el tiempo desde el inicio de la amortiguación hasta el
segundo pico de fuerza, los vendajes preventivos no obtuvieron diferencias con respecto
a la situación sin vendaje y el vendaje terapéutico mostró valores más elevados.
67
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
2.2.7.- Influencia en otros aspectos de la biomecánica
Hay desacuerdo en cuanto a la influencia del vendaje sobre la propiocepción del
tobillo. Por un lado, se ha encontrado que el vendaje mejora la propiocepción (Heit y
cols., 1996; Robbins y cols. 1995; Alt y cols., 1999) que según Robbins y cols. (1995)
paliaría el efecto adverso que provoca el calzado deportivo en este aspecto. Por otro
lado, hay algunos estudios que no observan influencia del vendaje sobre estos aspectos
(Allison y cols., 1999; Hubbard y Kaminski, 2002; Kaminski y Gerlach, 2001). En este
sentido, Refshauge y cols. (2000) no encontraron que los tobillos inestables tuvieran
falta de propiocepción, medida como la reproducción pasiva de un movimiento de
flexo-extensión de tobillo, ni tampoco que el vendaje mejorara la reproducción de estos
movimientos.
Allison y cols. (1999) realizaron dos tipos de vendaje, uno que restringía de
forma mecánica el movimiento por el que se producen los esguinces y otro simplemente
compresivo (para eliminar la acción mecánica) y vieron que ninguno de los dos influía
en la respuesta de los peroneos a la inversión rápida en sujetos sanos. Sin embargo, en
un estudio realizado en sujetos con inestabilidad en el tobillo de Karlsson y Andreasson
(1992) hallaron que el vendaje reducía el tiempo de respuesta de los peroneos.
Encontramos dos estudios, con dispar resultado, que analizaron cómo influyeron
los vendajes funcionales en la fuerza que realiza la musculatura que atraviesa el
tobillo. Por un lado, Paris y Sullivan (1992) observaron que el vendaje no modificó la
fuerza realizada por la parte inferior de la pierna en la inversión y eversión del tobillo,
en un test isométrico con el tobillo colocado en posición neutra. Por otro lado, Gehlsen
y cols. (1991) encontraron que la utilización del vendaje redujo la fuerza que aplicaba el
68
Estado actual de conocimientos
tobillo en movimientos de extensión sobre un isocinético a 30, 120 y 180 º/s, mientras
que en el momento de fuerza de la flexión, pese a encontrar una tendencia a ser menor,
no se registraron diferencias significativas.
Contrariamente a lo que esperaban, Kaminski y Gerlach (2001) observaron que
ni el vendaje ni un soporte de neopreno mejoraron la kinestesia del tobillo,
reproduciendo posiciones a 10º de eversión, neutral a 0º, 20º y 30º de inversión. En un
estudio posterior, Hubbard y Kaminski (2002) encontraron que el vendaje no modificó
la reproducción de un movimiento pasivo de inversión y eversión a 0.5 º/s.
Otros autores han encontrado aspectos que mejoran por la utilización de los
vendajes. Alt y cols. (1999) observaron que el vendaje incrementó la activación
electromiográfica relativa. Esto, junto al aumento de la temperatura de la piel
provocaría que las estructuras estuvieran en mejores condiciones para responder a las
solicitaciones mecánicas.
El estudio e investigación de la biomecánica de los vendajes funcionales, ha de
permitir en los próximos años conocer con mayor precisión hasta qué punto podrían
llegar a limitar el rendimiento o favorecer la aparición de nuevas lesiones, para
restringir su uso sólo en los casos indicados y conocer más profundamente las
modificaciones que el vendaje va a producir en la técnica deportiva.
69
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
2.3.- TIPOS DE FABRICACIÓN BÁSICOS
Para la confección de los vendajes funcionales preventivos de tobillo se usan
diferentes tipos de vendas: no elásticas, elásticas o incluso una combinación de ambas.
En este apartado se van a describir las características de cada una de ellas y las
propiedades de los vendajes resultantes. Los datos de los ensayos mecánicos que
aparecen en este apartado han sido realizados con vendas no elásticas (Strappal. BSN
medical. Vibraye, Francia) y elásticas (Tensoplast Sport. BSN Medical. Vibraye,
Francia) en el Laboratorio de Biomecánica Humana y Deportiva de la Universidad de
Castilla-La Mancha de Toledo.
El vendaje es una técnica muy antigua. Ya en papiros de Smith y Eber, de más
de 3000 años de antigüedad, se muestra cómo se aplicaban en esos tiempos trozos de
lino impregnados de resinas, y por tanto adhesivos, para la constricción de las heridas
(Montag y Asmussen, 1992). En un principio, el objetivo de los vendajes funcionales
fue la curación de las lesiones, pero más adelante se utilizaron para la prevención,
cobrando importancia la protección de una estructura sana, minimizando el riesgo de
lesiones y sin comprometer la función fisiológica de la articulación. Por ejemplo, en los
primeros Juegos Olímpicos de la era moderna, celebrados en Atenas en 1896, eran
utilizados por los boxeadores para proteger las articulaciones de sus dedos (Bové,
2005).
El mayor auge de los vendajes funcionales tuvo lugar hacia 1930, proveniente
de Estados Unidos y respaldado por la multinacional americana Cramer que difundió la
prevención de las lesiones por medio de este método. El deporte pionero, donde se
iniciaron las técnicas de vendaje de prevención en las extremidades inferiores, fue el
70
Estado actual de conocimientos
baloncesto. Hacia mediados de los 60 fueron los propios jugadores de baloncesto los
encargados de importar a Europa estas técnicas provenientes de Estados Unidos (Bové,
2005). Al principio, la técnica más utilizada fue el Basket-Wave, consistente en la
estabilización de la articulación mediante tiras activas intercaladas. Posteriormente a
esta técnica se le añadieron tiras activas para provocar una mayor restricción en los
movimientos deseados.
En España, uno de los pioneros de los vendajes funcionales fue el podólogo
Aymami. En las décadas de los 70 y 80, antes de que aparecieran los manuales que
actualmente se utilizan de Neiger (1990) y Bové (2005), ya realizaba de forma habitual
vendajes funcionales de tobillo. Aymami utilizaba una técnica algo diferente a la
descrita por Neiger y Bové, que se apoyaba su experiencia profesional. Recalcaba la
importancia de colocar el vendaje directamente sobre la piel, sin utilizar prevendaje. No
utilizaba anclajes y reducía el número de tiras activas. Colocaba dos tiras verticales
para estabilizar la articulación y otras dos tiras activas (sin llegar a ser figuras en ocho)
que limitaban el movimiento de extensión e inversión. No rasuraba a los pacientes,
debido a que decía que el pelo actuaba de capa protectora de la piel y reducía las
posibles irritaciones por la tracción del vendaje. Posteriormente se ha visto la
importancia que tiene colocar el vendaje directamente sobre la piel para mejorar las
sensaciones exteroceptivas y propioceptivas y para incrementar la acción mecánica, así
como no acumular excesivo número de tiras que puedan perjudicar la funcionalidad del
vendaje. No se tiene constancia de que Aymami dejara documentos escritos sobre su
forma de trabajar; lo que aquí se ha explicado de él es una síntesis de conversaciones
mantenidas con personas que estuvieron en contacto con Aymami (Rafael Martín Acero
y Jaume Campderrós).
71
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
2.3.1.- Con vendas no elásticas:
El primer vendaje funcional considerado como tal fue realizado con un
material no elástico llamado Leukoplast por Beiersdorf en el año 1892 y Gibney
desarrolló el primer vendaje funcional de tobillo con una técnica que posteriormente ha
continuado utilizándose, con diversas modificaciones, a lo largo del tiempo. En un
principio esta técnica solamente se centró en la estabilización de la articulación. Más
adelante, debido a la necesidad de limitar determinados movimientos, por las
solicitaciones que se requieren en algunos deportes, la técnica fue modificada
incrementando la restricción de los movimientos que mayor riesgo de lesión tenían
(Montag y Asmussen, 1992).
2.3.1.1.- Propiedades de los materiales no elásticos
Los materiales no elásticos permiten deformaciones muy limitadas.
Tradicionalmente son los más utilizados para la confección de los vendajes funcionales
preventivos en cualquier articulación. De hecho, todos los artículos que hemos
consultado donde se analizan el ROM o la fatiga en vendajes funcionales de tobillo
utilizan materiales no elásticos, bien de forma exclusiva o en combinación con
materiales elásticos.
El material que se utiliza para la confección del vendaje es el Tape, una venda
no elástica y rígida (tanto a lo largo como a lo ancho) con material adhesivo en su cara
interna, y que se trata de una variante del esparadrapo clásico (Bové, 2005).
Principalmente, hay dos laboratorios que comercializan las vendas para la
realización de este tipo de vendajes. El laboratorio de Beiersdorf (Hamburgo,
72
Estado actual de conocimientos
Alemania), que la denomina Leukotape y la presenta con anchuras de 2, de 3.75 y de 5
cm y con una longitud de 10 m. La anchura de 3.75 cm es la más utilizada para la
realización de los vendajes funcionales preventivos de tobillo (Bove, 1989 y Neiger,
1990). Por otro lado el laboratorio de Smith & Nephew (Londres, Inglaterra) la
denomina Strappal y la comercializa con unas medidas en anchura de 2.5 y de 4 cm y
con una longitud de 10 m. La anchura de 4 cm es la más utilizada para la realización
de los vendajes funcionales preventivos de tobillo (Bove, 1989 y Neiger, 1990). Ambos
laboratorios usan viscosa impregnada en caucho de cinc para fabricar las vendas. Como
resultado obtienen una tira de color blanco, fuertemente adhesiva, permeable al aire, con
gran resistencia a la tracción y fácil de rasgar. Estas vendas presentan una curva de
esfuerzo-deformación desplazada hacia la izquierda respecto a las vendas elásticas
(Figura 2.13), con un modulo de Young mayor (2.98 MPa), un punto de tensión máxima
más elevado (20.28 MPa) y poseen una elongación en el punto de máxima tensión
menor (6.8%). Las vendas elásticas en la realización del vendaje se colocaron con una
elongación del 64 % y se ha calculado el Módulo de Young para esa deformación en
0.33 MPa (Tabla 2.8).
73
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
VENDAS ELÁSTICAS
VENDAS NO ELÁSTICAS
20
σ (MPa)
15
10
5
0
10
20
30
40
50
60
(*)
64
70
80
ε (% )
Figura 2.13: Curvas de esfuerzo-deformación hasta el punto de máximo esfuerzo de una venda
no elástica (espécimen de 50 cm de largo, 4 cm de ancho y 0.26 mm de grosor de Strappal. BSN
medical. Vibraye, Francia) y otra elástica (espécimen de 30 cm de largo, 6 cm de ancho y 0.95
mm de grosor de Tensoplast Sport. BSN Medical. Vibraye, Francia). La X corresponde a la
elongación con la que se aplicaba la venda en la confección del vendaje. Los ensayos han sido
realizados en el Laboratorio de Biomecánica Humana y Deportiva de la Universidad de
Castilla-La Mancha de Toledo.
VENDA ELÁSTICA
VENDA NO ELÁSTICA
MAXIMA ELONGACIÓN (%)
69.3
6.8
TENSIÓN MÁXIMA (MPa)
7.06
20.28
MÓDULO DE YOUNG (MPa)
0.10
2.98
Tabla 2.8: Valores de fuerza y deformación de una venda no elástica (espécimen de 50 cm
de largo, 4 cm de ancho y 0.26 mm de grosor de Strappal. BSN medical. Vibraye, Francia) y
otra elástica (espécimen de 30 cm de largo, 6 cm de ancho y 0.95 mm de grosor de
Tensoplast Sport. BSN Medical. Vibraye, Francia). Los ensayos han sido realizados en el
Laboratorio de Biomecánica Humana y Deportiva de la Universidad de Castilla-La Mancha
de Toledo.
2.3.1.2.- Características de los vendajes no elásticos
Los vendajes no elásticos son los más utilizados en el mundo del deporte como
método preventivo. Al ser tensados provocan una restricción del movimiento de forma
brusca debido a que producen un tope rígido. Las vendas no elásticas dan como
resultado un vendaje menos voluminoso, ya que son menos gruesas (no elástica Strappal
74
Estado actual de conocimientos
= 0.26 mm; elástica Tensoplast Sport = 0.95 mm) y más ligeras que las elásticas (1 m de
venda no elástica Strappal = 8.64 g; 1 m de venda elástica Tensoplast Sport = 23.80 g). Se
les considera más resistentes a las solicitaciones en tracción, lo que parece determinar
una acción estabilizadora más importante (Neiger, 1990).
2.3.2.- Con vendas elásticas
El vendaje realizado con material textil elástico fue utilizado por primera vez por
E. Bender en 1897, e inició otra era importante para la técnica del vendaje funcional,
debido a las nuevas propiedades que aportaban los materiales elásticos (Montag y
Asmussen, 1992).
2.3.2.1.- Propiedades de los materiales elásticos
Los materiales elásticos permiten deformaciones y elongaciones importantes
en anchura y longitud. Los que habitualmente se utilizan para la realización de vendajes
funcionales de tobillo solamente tienen elasticidad longitudinal y normalmente no se
utilizan de forma exclusiva para realizar vendajes funcionales preventivos, aunque sí en
combinación con tiras de material no elástico.
Las vendas elásticas son casi exclusivamente de un tejido de algodón textilelástico. Tienen una elasticidad limitada (30-60%), ceden ante pequeños esfuerzos,
tienen poca fatiga ante esfuerzos repetidos y poseen resistencia a la tracción (Montag
y Asmussen, 1992). Como nos comentan Montag y Asmussen, la venda elástica es más
resistente a la tensión máxima que la no elástica (fuerza máxima soportada por la venda
elástica Tensoplast Sport de 6 cm de ancho = 402.2 N; fuerza máxima soportada por la
venda no elástica Strappal de 4 cm de ancho = 210.9 N) debido a que es más gruesa y
75
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
más ancha. Sin embargo, hemos encontrado que por unidad de superficie es más
resistente a la tensión máxima la venda no elástica que la elástica (venda elástica
Tensoplast Sport = 7.06 MPa; venda no elástica Strappal = 20.28 MPa) (Tabla 2.8).
Como ocurría con el vendaje no elástico, también hay principalmente dos
laboratorios que comercializan este tipo de vendas. El de Beiersdorf la denomina
Elastoplast, tiene unas dimensiones en anchura de 6, de 8 y de 10 cm, en longitud de 2.5
m y es del color de la piel. La más utilizada para la confección de vendajes funcionales
preventivos de tobillo es la que tiene una anchura de 6 cm. Smith & Nephew denomina
a su venda elástica Tensoplast, teniendo una variante diseñada para la aplicación
deportiva, que se denomina Tensoplast Sport, con unas dimensiones en anchura de 3, de
6, de 8 y de 10 cm, con una longitud de 2.5 m y de color blanco. La más utilizada para
la realización de vendajes funcionales preventivos de tobillo es la de 6 cm. Las vendas
de ambos laboratorios están realizadas con caucho de óxido de cinc y algodón. Son
fuertemente adhesivas, tienen elasticidad longitudinal limitada y un gran efecto de
compresión. Las vendas elásticas presentan una curva de esfuerzo-deformación
desplazada hacia la derecha respecto a las no elásticas (Figura 2.13), con un módulo de
Young menor (0.10 MPa), un punto de tensión máxima más bajo (7.06 MPa) y poseen
una elongación en el punto de máxima tensión mayor (69.3%) (Tabla 2.8).
2.3.2.2.- Características de los vendajes elásticos
Los vendajes realizados íntegramente con tiras elásticas provocan una limitación
del movimiento de forma progresiva, debido a que cuanto más tensa se encuentra la
venda mayor restricción provoca. Este tipo de vendajes tradicionalmente se usaban
76
Estado actual de conocimientos
con funciones terapéuticas (Neiger, 1990; Hume and Gerrard, 1999) debido a que el
efecto de compresión provoca una acción antiedematosa.
A este tipo de materiales se le asocia una acción estabilizadora menos
importante que a los materiales no elásticos, lo que según Neiger (1990) puede ser
ampliamente discutido. El avance en los nuevos materiales y los resultados prácticos
señalan la gran eficacia estabilizadora de las vendas adhesivas elásticas cuando éstas
son preestiradas fuertemente antes de ser aplicadas (Neiger, 1990). Además, el
fenómeno de la “sensación elástica” al restringir el movimiento confiere un aspecto
dinámico corrector que viene a reforzar la limitación al alargamiento, provocando una
restricción del movimiento parecida a la que producen las estructuras anatómicas que
limitan los movimientos. En la Figura 2.14 se muestra la curva típica de fuerzadeformación de un ligamento (Nigg y Herzog, 1999). Como se puede apreciar en las
imágenes la pendiente de la curva es menos acusada al principio para permitir los
movimientos con la mínima resistencia, sin embargo, según se incrementa la
deformación la fuerza necesaria es mayor. Este comportamiento sería similar al que
ofrecería el vendaje elástico, mientras que con el vendaje no elástico la resistencia se
produce desde el inicio, debido a que este tipo de vendas tienen una elasticidad limitada
comparado con las elásticas, mostrando una línea con una gran pendiente desde el inicio
hasta el momento de rotura. (Figura 2.13 y Tabla 2.8).
77
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
Figura 2.14: curva típica de fuerza-deformación de un ligamento
de conejo. (Adaptado de Nigg y Herzog, 1998).
2.3.3.- Combinación vendas no elásticas y vendas elásticas.
Los dos tipos de vendas pueden ser utilizados de forma complementaria para la
realización de un mismo vendaje funcional, aprovechando los beneficios de ambos
materiales. En este caso lo más apropiado sería utilizar en los anclajes y en las primeras
vendas activas que se colocan el material elástico, y en capas exteriores vendas activas
de refuerzo de material no elástico, para restringir de forma más vigorosa un
movimiento determinado. Al hacer esto conseguiríamos un vendaje con las propiedades
de ambos materiales. Por un lado, la comodidad del material elástico para la realización
de los anclajes, ya que este material se adapta mejor a los contornos óseos. Por otro
lado, una restricción combinada de ambos materiales, primero aparecería de forma
progresiva la restricción de las vendas elásticas hasta que se tensaran las vendas no
elásticas, que provocarían una limitación rígida o tope en el movimiento. Gracias a la
restricción previa del material elástico, este tope no sería tan brusco como cuando se
utiliza solamente el material no elástico.
78
3. Objetivos
Objetivos
3.- OBJETIVOS
Se van a enumerar por separado los objetivos general y específicos.
3.1.- OBJETIVO GENERAL
El objetivo general de este trabajo ha sido analizar el efecto del vendaje
funcional preventivo de tobillo en la capacidad de restricción de movimientos y en la
posible pérdida de eficacia en diferentes tipos de tests.
3.2.- OBJETIVOS ESPECÍFICOS
Los objetivos específicos han sido divididos en metodológicos y aplicados.
Los metodológicos han sido:
1. Comparar diferentes tests de marcha, carrera, amortiguación de caída y cambio
de dirección en dos grupos extremos en cuanto a la morfología de sus pies:
planos y cavos.
2. Poner a punto una metodología de análisis de fuerzas de reacción en la
amortiguación de diferentes tipos de caídas.
3. Comparar entre un grupo de hombres y otro de mujeres la capacidad de
amortiguación en diferentes tipos de caídas (previo salto y desde plataformas
elevadas a 0.75 m).
Los aplicados han sido:
4. Analizar la influencia del vendaje no elástico en dos tests de equilibrio: apoyo
monopodal y ajuste postural.
5. Cuantificar el grado de restricción inicial y la pérdida de eficacia tras 30 minutos
de ejercicio intenso de dos tipos de vendaje: uno realizado con vendas elásticas y
otro con no elásticas, en un grupo de mujeres.
81
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
6. Analizar la influencia sobre el rendimiento en saltos y capacidad de
amortiguación de dos vendajes funcionales preventivos de tobillo: uno realizado
con vendas elásticas y otro con no elásticas, en un grupo de mujeres.
7. Extraer recomendaciones prácticas para deportistas, entrenadores, fisioterapeutas
y preparadores físicos.
82
4. Metodología
Metodología
4.- METODOLOGÍA
Inicialmente, en el diseño experimental se va a explicar de forma esquemática la
sucesión de trabajos de los que consta esta memoria, así como el nexo o vínculo que une
unos estudios con otros. Posteriormente se expondrán los protocolos y el tratamiento de
datos usados. Finalmente se describirán las metodologías empleadas en cada estudio.
4.1.- DISEÑO EXPERIMENTAL
El trabajo se ha estructurado en cinco estudios (Figura 4.1), los tres primeros son
de tipo metodológico y los dos últimos aplicados. Inicialmente se comparó en varias
actividades a un grupo de sujetos con los pies planos extremos frente a otro con los pies
cavos extremos, para analizar si el tipo de pie pudiera influir en los resultados de
diferentes tests (Estudio 1). A continuación se comparó la amortiguación de caída de
salto en un grupo de mujeres frente a otro de hombres (Estudio 2). En un nuevo estudio
se comparó la amortiguación previo salto con la amortiguación cayendo desde alturas
más elevadas, también en un grupo de mujeres frente a otro de hombres (Estudio 3).
Después se realizó un estudio para ver la influencia del vendaje funcional preventivo de
tobillo en dos tests de equilibrio y uno de salto (Estudio 4). En los resultados de los
primeros estudios se encontró que los hombres no se comportan igual que las mujeres
en los movimientos analizados, por lo que se decidió coger un grupo homogéneo en
cuanto a sexo para el último estudio (Estudio 5). Se escogieron mujeres ya que son más
sensibles a diferentes tipos de amortiguación, como se vio en el Estudio 3, y tienen un
mayor riesgo de lesión que los hombres en los movimientos analizados, como se ha
comentado en el estado actual de conocimientos. Se descartaron los sujetos con pies
cavos y planos extremos, pues en el Estudio 1 se vio que se podían comportar de forma
diferente. En el último estudio se buscó comparar la influencia de dos tipos de vendaje
85
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
diferente, uno realizado con vendas elásticas y otro con vendas no elásticas, en saltos y
amortiguaciones de caídas (Estudio 5).
ESTUDIO
OBJETIVO
SUJETOS
1
Analizar las diferencias en las fuerzas de reacción según las distintas tipologías
extremas de pies (cavos y planos)
n = 15
mujeres sedentarias , 8 con pies planos
extremos y 7 con pies cavos extremos.
2
Analizar las diferencias entre hombres y mujeres en la fuerza de reacción vertical y
la posición del centro de gravedad durante la amortiguación de test de salto
n = 383
92 mujeres y 291 hombres, aspirantes a
ingresar en una facultad de Ciencias del Deporte
3
(1)Estudiar en 2 grupos (hombres y mujeres) 6 tipos de aterrizajes diferentes
mediante una plataforma de fuerzas; 4 partiendo desde 0.75 m y 2 previo salto. (2)
Discutir sobre como influye en ambos grupos la altura desde la que se cae
n = 30
15 mujeres y 15 hombres, físicamente
activos
4
Analizar la influencia del vendaje funcional preventivo de tobillo en 2 tests de
equilibrio y 1 test de salto
n = 15
8 mujeres y 7 hombres, físicamente
activos
5
(1) Analizar la influencia de 2 vendajes funcionales preventivos de tobillo (elástico
y no elástico) en la fuerza de reacción vertical de la amortiguación de caídas y en el
rendimietno de los saltos. (2) Comparar la fatiga de estos dos vendajes después de
realizar 30 minutos de ejercicio intenso y contrastar estos valores con la percepción
que los sujetos tienen sobre la restricción y la comodidad de los vendajes
n = 27
mujeres físicamente activas
Figura 4.1: Esquema del diseño experimental del trabajo.
86
Metodología
4.2.- PROTOCOLOS
En este apartado se describen los protocolos de: normas éticas y criterios de
inclusión, cineantropometría, familiarización y calentamiento y elaboración de los
vendajes funcionales.
4.2.1.- Normas éticas y criterios de inclusión
Todos los sujetos, tras ser informados por el investigador de las pruebas y tests
que tendrían que realizar, firmaron una carta de consentimiento (Anexo 1). Todos
participaron de forma voluntaria y podían abandonar el estudio en cualquier momento,
simplemente con comunicarlo al investigador. Ningún sujeto cobró por participar y el
único beneficio, además de su aportación altruista al conocimiento científico generado,
fue poder tener sus resultados en los diferentes tests. Se siguieron los protocolos
indicados en la Declaración de Helsinki (Asociación Médica Mundial, 1964) sobre las
investigaciones médicas en seres humanos y las recomendaciones sobre la protección de
datos de carácter personal (Ley Orgánica 15/99), para que no se pueda desprender de la
lectura de este trabajo la identificación de las personas que fueron sujetos de estudio.
Solamente en el caso de los aspirantes a ingresar en la Facultad de Ciencias del Deporte
estos consentimientos no fueron firmados por las condiciones en las que se realizó la
prueba. No obstante, todos fueron informados del tratamiento que iban a sufrir sus datos
y de que podían negarse a que sus datos formaran parte del estudio.
Todos los sujetos fueron estudiantes universitarios o aspirantes al ingreso en una
facultad de Ciencias del Deporte. Todos los sujetos excepto los aspirantes al ingreso en
la Facultad contestaron a unas preguntas, que sirvieron para clasificar los grupos que
participaron en los diferentes estudios y descartar a todos aquéllos que presentaran
87
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
algún tipo de lesión en los últimos dos años o algún problema físico que les impidiese
realizar pruebas máximas (Anexo 2). Todos los sujetos realizaron los tests con calzado
polivalente para deportes de cancha de características similares entre sí y se comprobó
que ningún sujeto tuviera prótesis o usara de forma habitual ortesis en el miembro
inferior. En los estudios realizados con vendaje (Estudios 4 y 5) se comprobó mediante
exploración de un fisioterapeuta, que ninguno de los participantes tuviera distensión de
ligamentos del tobillo que provocara bostezo articular.
Se usó el criterio de “sujetos sedentarios” cuando se cumplía que: los sujetos no
habían realizado ningún programa de entrenamiento en los tres meses previos, ni
practicado actividad física más de un día por semana. Se usó el criterio de “sujetos
físicamente activos” cuando se cumplía que: los sujetos realizaban actividad física al
menos dos días por semana, no participaban en deporte a nivel competitivo y no habían
realizado ningún programa de entrenamiento específico en los tres meses previos.
4.2.2.- Cineantropometría
Para caracterizar a los subgrupos se realizaron medidas cineantropométricas. Se
usaron los protocolos recomendados por el Grupo Español de Cineantropometría
publicados en el manual de Esparza (1993). Los sujetos fueron pesados y tallados. Se
tomaron los porcentajes muscular, graso y óseo a partir de la suma de seis pliegues
grasos (subescapular, tríceps, suprailíaco, abdominal, anterior del muslo y pierna),
tomando la media de tres medidas en cada uno y aplicando las ecuaciones que propone
Carter (1982). Se halló la masa libre de grasa (FFM) a partir de restar la masa grasa a la
masa total de los sujetos. El material empleado para realizar la antropometría fue una
báscula de pie SECA (SECA Ltd., Alemania), un antropómetro GPM (SiberHegner Ltd.,
88
Metodología
Japón), una cinta antropométrica Holtain (Holtain Ltd., Reino Unido), un paquímetro
GPM (SiberHegner Ltd., Japón), un plicómetro Holtain (Holtain Ltd., Reino Unido) y
un tallímetro SECA (SECA Ltd., Alemania).
En los Estudios 1 y 5 se obtuvieron las huellas plantares estáticas de los sujetos
mediante fotopodograma (Viladot, 1989). En el Estudio 1 se parametrizaron estas
huellas con el método descrito por Hernández (1990), mientras que en el Estudio 5
fueron parametrizadas con el método descrito por Cavanagh y Rodgers (1987), basado
en establecer un coeficiente, denominado arch index y que depende de la proporción
entre la superficie de la huella correspondiente al antepie, mediopie y retropie. El
método de Cavanagh y Rodgers es más preciso que el descrito por Hernández, ya que
este último podía cometer algún error en determinados tipos de pies (falso pie cavo
extremo o no detectar bien los pies planos de primer grado) que tuvo que ser corregido
por medio de valoración cualitativa de los fotopodogramas en el primer estudio.
El grupo de aspirantes del Estudio 2 solamente fue pesado y tallado, ya que las
características en las que se realizó la prueba no permitieron más mediciones.
4.2.3.- Familiarización y Calentamiento
En todos los estudios excepto en el Estudio 2 (con aspirantes al ingreso en una
facultad de Ciencias del Deporte) se realizó una sesión de familiarización para practicar
los test en un día previo a la toma de datos. Esta sesión consistió en la demostración y
práctica de cada uno de los tests, informando al sujeto en tiempo real de los resultados
que iba obteniendo. En el Estudio 2 los sujetos conocían previamente a la fecha de la
prueba las características y protocolos del test que iban a realizar.
89
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
En todas las sesiones de los estudios, excepto en el Estudio 2, los sujetos
realizaron un calentamiento de 10 minutos dirigido por el investigador. El
calentamiento consistió en: 5 minutos de cicloergómetro con una intensidad de 75 W,
tres minutos de estiramientos principalmente de miembro inferior, varios saltos
submáximos y varios máximos y por último una repetición de la prueba que se iba a
realizar en primer lugar. En el Estudio 2 a todos los sujetos se les dejó un tiempo
mínimo de 10 minutos para que realizaran un calentamiento no dirigido.
4.2.4.- Elaboración de los vendajes funcionales preventivos de tobillo
4.2.4.1.- Con vendas no elásticas
El vendaje no elástico (Strappal®. BSN medical. Vibraye, France) consistió en
una variante del propuesto por Neiger (1990). Previamente se pedía a los sujetos que
acudieran a la sesión con las piernas depiladas. La zona donde se realizaba el vendaje se
rociaba con spray (Tensospray®. BSN medical. Vibraye, France) para incrementar la
adherencia de la vendas y proteger la piel de una posible irritación. Se colocó prevendaje exclusivamente a la altura de los maleolos. Se utilizaron dos anclajes, colocados
de forma estandarizada según las proporciones de cada sujeto: el anclaje inferior se
colocó por encima de la cabeza de los metatarsos y el superior al 36% de la distancia
desde el maleolo externo hasta la cabeza del peroné, tomando como punto de origen el
maleolo externo, de esta manera quedaba normalizada la longitud de las tiras con la
longitud de la extremidad inferior. Con cuatro tiras activas se reforzó la estabilidad del
tobillo y con otras cuatro tiras activas se limitó la supinación y la extensión, el vector
resultante de los pares de tiras activas que limitaban la supinación y la extensión queda
reflejado en la Figura 4.2. Se usaron entre 13 y 17 tiras de cierre, dependiendo de las
dimensiones de las extremidades del sujeto (Figura 4.3).
90
Metodología
tiras activas
vector resultante
ligamento
peroneoastragali no
posterior
ligamento peroneocalcáneo
ligamento peroneoastragalino an terior
Figura 4.2: Vectores correspondientes a las tiras activas y vector resultante del vendaje no
elástico, que limitaba la inversión y la extensión.
Figura 4.3: Fabricación del vendaje funcional preventivo con vendas no elásticas. Las flechas
de las imágenes 4 y 5 muestran las direcciones de colocación de las tiras activas (2 = anclajes;
3, 4 y 5 = tiras activas; 6 = cierre).
4.2.4.2.- Con vendas elásticas
El vendaje elástico (Tensoplast® Sport. BSN Medical. Vibraye, France) fue
realizado con las indicaciones que propone Neiger (1990). Se utilizaron los mismos
91
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
protocolos que con el vendaje no elástico en cuanto a la preparación de la zona a
vendar. Se utilizaron dos anclajes, colocados de forma estandarizada según las
proporciones de cada sujeto: el anclaje inferior se colocó por encima de la cabeza de los
metatarsos y el superior al 82% de la distancia desde el maleolo externo a la cabeza del
peroné, tomando como punto de origen el maleolo externo. Con dos tiras activas se
reforzó la estabilidad del tobillo y con cuatro tiras activas, tensadas de forma
estandarizada según las proporciones de cada sujeto (Ecuación 4.1), se limitó la
supinación y la extensión (Figura 4.4). El vector resultante de los pares de tiras activas
que limitaban la supinación y la extensión queda reflejado en la Figura 4.5.
133 . a
T1 =
100
106 . a
T2 =
100
Ecuación 4.1: Ecuaciones para hallar la longitud de las vendas de cada sujeto, para que la
tensión de las tiras fuera igual en todos los sujetos. (T1 = longitud de la primera tira activa, T2
= longitud de la segunda tira activa, en forma de 8, a = distancia desde el maléolo externo a la
cabeza del peroné).
Figura 4.4: Fabricación del vendaje funcional preventivo con vendas elásticas (2 = anclajes; 3,
4 y 5 = tiras activas; 6 = cierre).
92
Metodología
tiras activas
vector resultante
ligamento
peroneoastragali no
posterior
ligamento peroneocalcáneo
ligamento peroneoastragalino anterior
Figura 4.5: Vectores correspondientes a las tiras activas y vector resultante del vendaje
elástico, que limitaba la inversión y la extensión.
93
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
4.3.- TRATAMIENTO DE DATOS
En este apartado se describen los programas y criterios utilizados en la
obtención, ordenación y análisis de los datos.
Se usaron los siguientes programas informáticos: la hoja de cálculo Microsoft
Excel (Microsoft, España) para almacenar los resultados de las mediciones, el programa
de la plataforma Quattro Jump v. 1.08 (Kistler, Suiza), el programa Bioware 3.2
(Kistler, Suiza), el programa Dinascan 8.2 (IBV, España) y el programa Statistica for
Windows v. 7.0 (Stasoft Inc., EE.UU) para realizar los cálculos estadísticos.
Se utilizaron pruebas de estadística descriptiva, de normalidad y de estadística
inferencial. Se hallaron medias, desviaciones típicas, rangos y correlaciones de Pearson
por el método de los cuadrados cuando las distribuciones eran normales y de Spearman
cuando eran no normales. Para comprobar la normalidad de las distribuciones se usó la
W de Shapiro Wilks, la curtosis y el coeficiente de asimetría.
En las correlaciones y pruebas inferenciales se usó el criterio estadístico de
significación de p<0.05. Cuando éste se cumplía se ha expresado el resultado
ajustándolo al número superior que coincidiera con: p<0.05, p<0.01 o p<0.001. En las
figuras y tablas se ha usado el convenio de p<0.05 = *, p<0.01 = ** o p<0.001 = ***.
La ecuación utilizada para calcular el número mínimo de sujetos necesarios para
que los resultados fueran estadísticamente relevantes se muestra en la Ecuación 4.2. Se
calculo el número mínimo de sujetos en todos los estudios.
94
Metodología
2 · (Zα + Zβ) 2 · SD 2
n=
d2
Ecuación 4.2: Ecuación utilizada para calcular en el número mínimo de sujetos que deben ser
utilizados para que los resultados sean estadísticamente relevantes. (SD=Desviación estándar
de la variable a estudiar; d=Diferencia de medias de la variable a estudiar; Zβ=Coeficiente
asociado al error tipo β, que se fijó en 10-20%; Zα=Coeficiente asociado al error tipo α, que se
fijó en 5%).
95
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
4.4.- ESTUDIOS METODOLÓGICOS
A continuación se exponen los tres estudios metodológicos que configuran esta
memoria detallando en cada uno: el propósito, las características de los sujetos
participantes, los tests realizados, las variables analizadas y la estadística que se llevó a
cabo.
4.4.1.- Estudio 1: Fuerzas de reacción del suelo en pies planos y cavos
4.4.1.1.- Propósito
El objetivo de este estudio fue analizar las diferencias en las fuerzas de reacción
según las distintas tipologías extremas de pies (cavos y planos) en la marcha, la carrera,
el cambio de dirección y la amortiguación de caída, con el propósito de conocer si estos
tipos de pie condicionan los resultados, y si fuera así poderlo tener en cuenta en los
estudios aplicados.
4.4.1.2.- Sujetos
Participaron 15 mujeres sedentarias: de ellas ocho tenían pies planos extremos y
siete pies cavos extremos. Sus características descriptivas pueden verse en la Tabla 4.1.
Cavos
Planos
Total
Edad (Años)
19.3 (1.6)
19.4 (1.1)
19.3 (1.3)
Masa (kg)
57.0 (6.7)
57.3 (11.1)
57.1 (9.0)
Estatura (cm)
161.2 (2.8)
161.0 (7.1)
161.1 (5.4)
Masa libre de grasa (kg)
45.5 (3.3)
46.2 (6.6)
45.9 (5.1)
Tabla 4.1.- Variables descriptivas de la muestra estudiada.
96
Metodología
4.4.1.3.- Tests
Para la medición de las fuerzas de reacción se utilizó una plataforma de fuerzas
piezoeléctrica Kistler 9281CA (Kistler, Suiza), colocada bajo el pavimento sintético de
un polideportivo. Se usó una frecuencia de muestreo de 500 Hz, salvo para la prueba de
amortiguación de caída, que fue de 1000 Hz. Se realizaron cuatro pruebas con el
siguiente orden: marcha, carrera, amortiguación de caída y cambio de dirección, que a
continuación se describen.
MARCHA Y CARRERA: Los sujetos daban vueltas al circuito, cuyo esquema se
puede ver en la Figura 4.6, de la forma más natural posible. Tanto para la marcha como
para la carrera se tuvieron en cuenta varios criterios de observación, para determinar si
el ensayo era metodológicamente correcto, que se muestran en la Tabla 4.2. Para medir
la velocidad media en la marcha y la carrera se usaron dos barreras fotoeléctricas
colocadas con una separación de 6 m. El rango de velocidad para dar como válidos los
ensayos fue: en marcha desde 1.5 hasta 1.7 m/s y en carrera desde 2.8 hasta 3.2 m/s.
97
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
Situación del investigador
3m
3m
3m
3m
4m
2m
FOTOCÉLULA
CONO
PLATAFORMA
DE FUERZAS
Figura 4.6: Esquema de la colocación del material en los tests de marcha y carrera.
ACCIÓN PARA OBSERVAR
Aceptación del ensayo
ƒ
Apoya todo el pie derecho dentro de la plataforma.
Sí
ƒ
Modifica la amplitud en los últimos tres pasos.
No
ƒ
Modifica la frecuencia en los tres últimos apoyos.
No
ƒ
Frena o acelera durante el apoyo en la plataforma.
No
ƒ
Marca el apoyo en la plataforma.
No
ƒ
Ha continuado caminando a la misma velocidad.
Sí
ƒ
Ha realizado algún movimiento extraño.
No
ƒ
Ha sido natural el apoyo.
Sí
Tabla 4.2: Aspectos tenidos en cuenta para considerar un ensayo metodológicamente correcto
en los tests de marcha y carrera.
AMORTIGUACIÓN DE CAÍDA: A los sujetos se les pedía que amortiguaran al
máximo la caída. Caían sobre la plataforma de fuerzas desde una superficie elevada a
una altura de 0.75 m. Debían colocarse con los pies en el borde de la superficie. Se les
98
Metodología
pedía que dieran un paso hacia delante y que cayeran encima de la plataforma, no
pudiendo perder el equilibrio, para una vez amortiguada la caída volver a colocarse de
pie (Figura 4.7).
1
2
3
0.273 s
1.170 s
- 1.514 s
- 0.071 s
- 0.344 s
0.071 s
6
4
5
0.024 s
0.008 s
0.032 s
0.000 s
0.008 s
0.303 s
7
8
9
0.375 s
0.277 s
0.335 s
0.612 s
0.987 s
Figura 4.7: Instantes representativos de la prueba de amortiguación de caída desde 0.75 m que
se hizo con los sujetos del estudio (1 = inicio; 2 = paso adelante; 3 = pies juntos; 4 = contacto
suelo; 5 = instante del primer pico de fuerza (F1); 6 = instante del segundo pico de fuerza
(F2); 7 = máximo descenso; 8 = duración de la amortiguación; 9 = final, se mantiene la línea
del peso corporal).
CAMBIO DE DIRECCIÓN: Los sujetos debían realizar el circuito, cuyo
esquema se puede ver en la Figura 4.8, en el menor tiempo posible. Salían desde detrás
de una barrera fotoeléctrica y corrían 3 m hasta franquear una pica apoyando el pie
derecho en la plataforma de fuerzas. Tras el apoyo cambiaban 120º la dirección de
carrera y recorrían 3 m hasta cortar una segunda barrera fotoeléctrica.
99
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
3m
1m
LLEGADA
SALIDA
2,6 m
CONO
FOTOCÉLULA
PICA
PLATAFORMA
DE FUERZAS
Situación del investigador
Figura 4.8: Esquema de la colocación del material en el test de cambio de dirección.
4.4.1.4.- Variables
Se tomaron las fuerzas de reacción vertical y la anteroposterior en marcha y
carrera, la vertical en la amortiguación de la caída y las de los tres ejes en el cambio de
dirección. Se consideraron los picos de fuerza y el instante en el que sucedía cada uno
de estos acontecimientos en las fuerzas verticales y anteroposteriores de la marcha y la
carrera (pico de frenado, valle y pico de aceleración), así como el tiempo que el pie
estuvo en contacto con el suelo (duración apoyo) y la velocidad a la que se realizó el
cada ensayo (Figura 4.9). En el test de amortiguación de caída se registró el primer y
segundo pico de fuerza vertical de reacción (F1 y F2) y el tiempo desde el inicio de
contacto con el suelo hasta que el valor de la fuerza de reacción vertical cruzaba por
primera vez el peso del sujeto (Time Body Weight = TBW). En el test de cambio de
dirección se registró el tiempo en el que se realizó el circuito, el tiempo que el pie
estuvo en contacto con la plataforma de fuerzas, el pico de fuerza vertical y el pico de
fuerza resultante de las fuerzas anteroposteriores y mediolaterales (Figura 4.10).
100
Metodología
FUERZAS VERTICALES
FUERZAS VERTICALES
2.5
FUERZAS ANTEROPOSTERIORES
PICO DE FRENADO
2.0
1.0
0.8
1.5
FUERZA (BW)
FUERZA (BW)
FUERZAS ANTEROPOSTERIORES
1.2
PICO DE ACELERACIÓN
1.0
VALLE
0.5
PICO DE ACELERACIÓN
PICO DE FRENADO
0.6
0.4
VALLE
0.2
0.0
0.0
-0.2
-0.4
-0.5
0
20
40
60
80
0
100
20
40
60
80
100
% DURACIÓN APOYO
% DURACIÓN APOYO
Figura 4.9: Fuerzas vertical y anteroposterior en los tests de carrera (izquierda) y marcha
(derecha).
3.0
9.0
8.0
2.0
2º PICO
1.5
1º PICO
FUERZA (BW)
FUERZA (BW)
7.0
6.0
FUERZAS ANTEROPOSTERIORES
FUERZAS MEDIOLATERALES
FUERZAS VERTICALES
2.5
FUERZAS VERTICALES
5.0
4.0
3.0
1.0
0.5
0.0
-0.5
2.0
-1.0
1.0
-1.5
0.0
0
100
200
300
400
500
600
700
-2.0
0
595
TIEMPO (ms)
50
645
100
695
TIEMPO (ms)
150
745
Figura 4.10: Fuerzas en los tests máximos: amortiguación de la caída (izquierda) y cambio de
dirección (derecha).
En la marcha y en la carrera se tomaron cinco ensayos metodológicamente
correctos, que se normalizaron, para obtener patrones de movimiento. En el resto de
pruebas se cogió el mejor ensayo de tres realizados correctamente. En la amortiguación
de caída se consideró como mejor ensayo el que menores valores mostraba en el
segundo pico de fuerza de reacción vertical y en el cambio de dirección el que se realizó
en menor tiempo.
4.4.1.5.- Estadística
Se utilizó el test de la U de Mann-Whitney como prueba de significación
estadística para comparar los dos grupos estudiados.
101
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
El número mínimo de sujetos necesario con una potencia estadística de 0.9 y un
nivel de significación α de 0.05 fue calculado en 7, considerando las diferencias entre
pies cavos y planos en la duración del apoyo del cambio de dirección.
102
Metodología
4.4.2- Estudio 2: Diferencias de sexo durante la amortiguación de caídas en test de
salto
4.4.2.1.- Propósito
El objetivo de este estudio fue analizar las diferencias entre un grupo de hombres
y otro de mujeres en la fuerza de reacción vertical y la altura del centro de gravedad
durante la amortiguación de un test de salto, realizado en las pruebas de acceso a una
facultad de Ciencias del Deporte, y determinar si las variables de la amortiguación
guardan relación con la potencia de la batida y altura del salto, en cuyo caso estarían
relacionadas con la mayor o menor fuerza explosiva del sujeto. Si no fuera así,
dependerían de otros factores como por ejemplo, la habilidad o técnica de amortiguar
correctamente o variables de cineantropometría.
4.4.2.2.- Sujetos
Se usaron para el estudio los registros de 383 aspirantes a ingresar en una
facultad de Ciencias del Deporte de España, resultado de la suma de dos años
consecutivos (2005 y 2006) que fueron tratados conjuntamente ya que el objetivo no era
observar diferencias entre años. De ellos 291 eran hombres y 92 mujeres, con las
características descriptivas que se muestran en la Tabla 4.4.
Mujeres
Hombres
Edad (años)
19.2 (2.6)
19.6 (2.8)
Estatura (cm)
164.3 (5.9)
174.9 (5.9)
Masa (kg)
57.2 (7.1)
71.0 (8.6)
Tabla 4.4: Variables descriptivas de la muestra estudiada.
103
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
4.4.2.3.- Tests
Para medir las variables de los saltos se usó una plataforma de fuerzas
piezoeléctrica portable Quattro Jump (Kistler, Suiza) conectada a un ordenador en el
que se recogían los registros de fuerza, con una frecuencia de muestreo de 500 Hz;
frecuencia igual a la que utilizan Ozguven y Berme (1988) y Hopper y cols. (1999) en
estudios donde se analizaron las fuerzas de reacción en saltos y amortiguaciones.
Probablemente esta frecuencia no sea la óptima pero las características de la situación
en que se recogieron los datos no permitían usar la plataforma de fuerzas del Estudio 1,
la cual si puede registrar 1000 Hz, frecuencia ideal para el análisis de impactos en
amortiguaciones de caída.
Los sujetos realizaron el test de salto con contramovimiento (Countermovement
Jump = CMJ), sobre la plataforma de fuerzas. Las manos debían permanecer en la
cintura durante todo el salto (batida, vuelo y amortiguación) y se dejó libre el ángulo de
flexión de rodillas en el contramovimiento. Los sujetos, que conocían previamente a la
fecha de la prueba el test que iban a realizar, recibieron la instrucción de que debían
caer en una posición similar a la del despegue. No se les dio ninguna otra instrucción
referente a la amortiguación y, finalmente, antes del calentamiento, el investigador
realizó delante de los sujetos una demostración del test. Cada sujeto disponía de dos
intentos para superar unos mínimos de altura preestablecidos (29 cm en hombres y 21
cm en mujeres). Si no conseguían el mínimo en el primer intento realizaban, tras un
minuto, un segundo salto. En estos casos, en los que hubo dos intentos, se analizó el de
mayor altura de salto.
104
Metodología
4.4.2.4.- Variables
Se estudió mediante el tiempo de vuelo la altura a la que se elevaba el centro de
gravedad (h). Respecto a la batida: el pico de potencia (Peak Power = PP) y respecto a
la amortiguación de la caída: el segundo pico de fuerza (F2), el instante en el que
sucedía F2 (T2), el ratio entre F2 y h (F2/h) y el tiempo desde el inicio de contacto con
el suelo hasta que se cruzaba por primera vez el valor del peso en la gráfica de fuerzatiempo (Time Body Weight = TBW). Durante la amortiguación también se estudió, en el
instante de tocar el suelo, cuánto más bajo se encontraba el centro de gravedad respecto
del instante del despegue (Height of Landing = hl) y el descenso del centro de gravedad
desde el inicio de la amortiguación hasta el punto más bajo (Landing Range = Lr). Los
valores de hl y Lr se utilizaron normalizados con la estatura del sujeto.
4.4.2.5.- Estadística
Se utilizó un análisis de la varianza de una vía (ANOVA) para analizar las
diferencias entre grupos.
El número mínimo de sujetos necesario con una potencia estadística de 0.9 y un
nivel de significación α de 0.05 fue calculado en 45, considerando las diferencias de
sexo en F2. Se obtuvo una potencia estadística con los 383 sujetos superior a 0.99, con
un error alfa bilateral de 0.05.
105
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
4.4.3- Estudio 3: Diferencias de sexo en la fuerza de reacción del suelo en seis tipos
de amortiguación
4.4.3.1.- Propósito
El objetivo de este estudio fue analizar comparativamente en dos grupos
(hombres y mujeres) seis tipos de amortiguaciones de caídas sobre una plataforma de
fuerzas; cuatro partiendo desde una superficie elevada a 0.75 m de altura y dos previo
salto desde el suelo. De esta manera se podría saber cómo influye en hombres y mujeres
la altura y el tipo de amortiguación y si en un estudio aplicado en el que se usasen
amortiguaciones de caídas convendría estudiar de forma separada a los hombres y las
mujeres.
4.4.3.2.- Sujetos
Participaron voluntariamente en el estudio 15 mujeres y 15 hombres físicamente
activos, con las características descriptivas que se muestran en la Tabla 4.5.
Mujeres
Hombres
Edad (años)
18.8 (1.0)
22.1 (2.3)
Estatura (cm)
164.8 (7.1)
176.6 (6.2)
Masa (kg)
60.5 (5.7)
72.1 (6.2)
Tabla 4.5: Variables descriptivas de la muestra estudiada.
4.4.3.3.- Tests
Para la medición de la fuerza de reacción se utilizó una plataforma de fuerzas
piezoeléctrica Kistler 9281 CA (Kistler, Suiza), colocada bajo el pavimento sintético de
un polideportivo. Se usó una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.
106
Metodología
Se llevaron a cabo tres sesiones. En la primera, se tomaron las medidas de
cineantropometría. En la segunda se realizó una familiarización con los tests y en la
tercera se realizaron los tests de caídas. Entre estas dos últimas sesiones en ningún caso
pasó más de una semana.
Se tomaron las amortiguaciones en seis tipos diferentes de caídas: sin ayuda de
brazos (Without Upper Extremities = WUE), con ayuda de brazos (With Upper
Extremity = UE), saliendo a máxima velocidad (Start After Landing = SAL), previa a
un Drop Jump (Before a Drop Jump = BDJ), después de un Drop Jump (After Drop
Jump = DJ) y después de un salto con contramovimiento (After Countermovement jump
= CMJ). En los cuatro primeros tests, el sujeto partía desde una superficie elevada a
0.75 m, con los pies en el borde de la superficie, sobre la que daba un paso hacia delante
para caer encima de la plataforma de fuerzas, con ambos pies a la vez, no pudiendo
perder el equilibrio. En los aterrizajes UE y WUE se pidió a los sujetos que buscaran la
mayor amortiguación posible. Al realizar el Drop Jump (cayendo desde 0.75 m) se pidió
que alcanzaran la mayor altura tras el rebote y se tomaron las caídas previa (BDJ) y
posterior (DJ) al rebote. En el CMJ se pidió que realizaran un salto máximo realizando
la batida sobre la plataforma de fuerzas y por último en SAL el objetivo era salir hacia
delante lo más rápido posible (con la referencia de un cono colocado a 3 m). Así el
diseño contenía cuatro variantes de caídas desde 0.75 m, con diferentes objetivos
(WUE, UE, BDJ y SAL) (Figura 4.11) y dos de caídas de saltos en los que se había
partido del suelo (DJ y CMJ).
107
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
FASE DE VUELO
FASE DE AMORTIGUACIÓN
4
5
6
WUE
1
2
3
UE
SAL
BDJ
Figura 4.11: Instantes clave de la amortiguación y la fase previa en los cuatro tests en los que
que se caía desde 0.75 m (4 = primer instante de contacto con el suelo; 5 = posición más baja
del centro de gravedad durante la amortiguación, excepto en el test SAL, que se corresponde
con el primer instante de perdida de contacto del pie con la plataforma de fuerzas; 6 = posición
final; WUE = amortiguación sin ayuda de brazos; UE = amortiguación con ayuda de brazos;
BDJ = amortiguación antes del Drop Jump; SAL = salida después de la amortiguación).
El orden de los tests se estableció de forma aleatoria en cada sujeto. Se
realizaron tres ensayos correctos de cada test y se analizó el mejor, según el criterio del
objetivo buscado en cada uno. Se consideró como mejor amortiguación la que tenía
menores valores de F2, mejor salto el que tenía mayor tiempo de vuelo y mejor salida la
que tenía menor tiempo de contacto en la plataforma.
4.4.3.4.- Variables
Se consideró durante la amortiguación: el segundo pico de fuerza (F2) registrado
en veces el peso corporal (Body Weights = BW), el instante en el que sucedía F2 (T2) y
el ratio entre F2 y T2 (F2 / T2), así como el tiempo desde el inicio de contacto con el
suelo hasta que el valor de las fuerzas de reacción verticales cruzaban por primera vez el
peso del sujeto (TBW). En el caso del DJ y del CMJ se registró también la altura del
108
Metodología
salto a partir del tiempo de vuelo (Ecuación 4.3) y en SAL se registró el tiempo de
contacto con la plataforma de fuerzas.
g . t2
h=
8
Ecuación 4.3: Ecuación utilizada para calcular la altura del salto a partir del tiempo de vuelo
(h=altura del salto; g=aceleración de la gravedad; t=tiempo de vuelo)
4.4.3.5.- Estadística
La reproducibilidad de las principales variables fue determinada por el cálculo
del coeficiente de correlación intraclase (ICC) y el error típico basado en la medición de
tres ensayos de cada variable (Hopkins 2000). Se utilizó una ANOVA de dos factores 2
× 6 (sexo × tipo de amortiguación) para F2, T2, the ratio F2/T2 and TBW y una
ANOVA de dos factores 2 × 2 (sexo × tipo de amortiguación) para la altura del salto en
las pruebas donde había un salto previo (ADJ y CMJ). Se usó como análisis post hoc el
proceso Scheffé.
El número mínimo de sujetos necesario con una potencia estadística de 0.9 y un
nivel de significanción α de 0.05 fue calculado en 14, considerando las diferencias de
sexo en F2 de WUE. Se obtuvo una potencia estadística con los 30 sujetos de 0.99, con
un error alfa bilateral de 0.05.
109
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
4.5.- ESTUDIOS APLICADOS
A continuación se exponen los dos estudios aplicados que configuran esta memoria
detallando en cada uno: el propósito, las características de los sujetos participantes, los tests
realizados, las variables analizadas y la estadística que se llevó a cabo.
4.5.1- Estudio 4: Influencia del vendaje no elástico de tobillo en el equilibrio y el
salto
4.5.1.1.- Propósito
El objetivo de este estudio fue analizar la influencia del vendaje funcional
preventivo de tobillo (con prevendaje y vendas no elásticas) en dos tests de equilibrio y
un test de salto.
4.5.1.2.- Sujetos
Participaron 15 sujetos físicamente activos (siete hombres y ocho mujeres), con
las características descriptivas que se muestran en la Tabla 4.6.
Edad (años)
21.0 (4.4)
Estatura (cm)
172.1 (9.2)
Masa (kg)
71.1 (11.4)
Longitud pierna (cm)
87.5 (6.8)
Masa libre de grasa (kg)
59.6 (12.0)
Tabla 4.6: Variables descriptivas de los sujetos que
realizaron el estudio.
4.5.1.3.- Tests
Cada sujeto realizó cuatro tests diferentes en dos situaciones: con vendaje (T) y
normal, sin vendaje (N). Los tests fueron: salto con contramovimiento (Figura 4.12),
110
Metodología
equilibrio estático (Figura 4.13) y test de ajuste postural (Figura 4.14). El orden de
realización del test y el uso o no del vendaje se estableció en cada caso de forma
aleatoria.
Los tests de equilibrio (estático y ajuste postural) se realizaron sobre una
plataforma de fuerzas extensiométrica Dinascan 600 M (IBV, España). El CMJ se
realizó sobre una plataforma de fuerzas piezoeléctrica Quattro Jump (Kistler, Suiza). Se
usó la plataforma Quattro Jump para los tests de salto por haber sido empleada
previamente en el Estudio 2 con buenos resultados en su funcionamiento e idoneidad
para los tests de salto. Se usó una frecuencia de muestreo de 500 Hz en el salto y de 200
Hz en las pruebas de equilibrio. A continuación se describen los tests realizados:
Salto con Contramovimiento: El sujeto saltaba sobre la plataforma de fuerzas
llevando en todo momento las manos en la cintura. Se dejo libre el ángulo de flexión de
rodillas durante el contramovimiento. Se escogió el salto de mayor altura de tres
realizados correctamente. (Figura 4.12).
111
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
despegue
vuelo
contacto
posición final
Fuerza (BW)
posición inicial
Tiempo (s)
Figura 4.12. Secuencia y gráfica de fuerza-tiempo de un salto con contramovimiento. Se
muestran el primer (F1) y segundo pico (F2) en la fuerza de reacción vertical.
Equilibrio estático sobre apoyo monopodal: El sujeto debía mantener el
equilibrio, en apoyo sobre el pie derecho, manteniendo la otra extremidad con flexión
de rodilla y cadera de 90º, durante 15 s. Las manos debían permanecer sobre la cintura
durante todo el test. El objetivo de este test era que el centro de presiones oscilara lo
menos posible. Se cogió el mejor ensayo (menor área de barrido del centro de
presiones) de tres realizados correctamente (Figura 4.13).
112
Metodología
Figura 4.13. Posición del sujeto (izquierda) y recorrido del centro de presiones durante el test
de equilibrio estático (derecha).
Test de ajuste postural: El sujeto colocaba los pies quietos sobre unas marcas.
En una pantalla, frente al sujeto, se proyectaban ocho dianas que se iban iluminando de
forma aleatoria, con transiciones cada 4-6 s. El sujeto debía intentar llevar su centro de
presiones (que aparecía en la pantalla en frente suya) lo más rápido posible a la diana
que se iluminaba y mantenerlo dentro de la misma mientras estuviera iluminada. El test
tenía una duración de 40 s. Se cogió el mejor ensayo (mayor tiempo dentro de la diana
iluminada) de tres realizados correctamente (Figura 4.14).
113
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
Figura 4.14. Posición del sujeto (izquierda) y representación del recorrido del centro de
presiones (derecha) durante la realización del test de ajuste postural.
4.5.1.4.- Variables
Se analizó en el test de equilibrio estático el área barrida y la posición media del
centro de presiones; tanto en el eje antero-posterior (promedio X) como en el mediolateral (promedio Y). En el test de ajuste postural se tomaron la velocidad en pasar de
una diana a otra y el porcentaje de tiempo que se mantenía el sujeto dentro del círculo
iluminado (aciertos).
En el test de salto se tomó la altura del vuelo (h) y los picos de fuerza (PF) y
potencia (PP) durante la batida. Por otro lado, se analizó en la amortiguación de la caída
del salto el primer y segundo picos de fuerza vertical de reacción (F1 y F2), el instante
en el que sucedían (T1 y T2) y el tiempo desde el inicio de contacto con el suelo hasta
que el valor de la fuerza de reacción vertical cruzaba por primera vez el peso del sujeto
(TBW).
114
Metodología
4.5.1.5.- Estadística
La reproducibilidad de las principales variables fue determinada por el cálculo
del coeficiente de correlación intraclase (ICC) y el error típico basado en la medición de
tres ensayos de cada variable (Hopkins 2000). Como prueba inferencial se utilizó el test
de Wilconxon para datos pareados.
El número mínimo de sujetos necesario con una potencia estadística de 0.9 y un
nivel de significación α de 0.05 fue calculado en 14, considerando las diferencias en F2
entre T y N halladas en un estudio piloto previo.
115
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
4.5.2.- Estudio 5: Vendaje elástico vs no elástico
4.5.2.1.- Propósito
El propósito de este estudio fue: por un lado analizar la influencia de dos
vendajes funcionales preventivos de tobillo, uno realizado con vendas elásticas y otro
con no elásticas, en la fuerza de reacción vertical de la amortiguación de caídas (desde
0.30 m, desde 0.75 m y previo salto vertical) y en el rendimiento de los saltos (altura de
saltos verticales y pico de potencia durante la batida). Por otro lado, comparar la fatiga
de estos vendajes después de realizar 30 minutos de ejercicio intenso y contrastar estos
valores con la percepción que los sujetos tienen sobre la restricción y la comodidad de
los vendajes.
4.5.2.2.- Sujetos
Participaron 27 mujeres jóvenes, físicamente activas con las características
descriptivas que se muestran en la Tabla 4.7.
Edad (años)
20.6 (4.1)
Estatura (cm)
164.3 (6.2)
Masa (kg)
58.5 (7.0)
Longitud pierna (cm)
84.1 (4.0)
Longitud pie (cm)
19.2 (1.0)
AI
0.21 (0.05)
Masa libre de grasa (kg)
47.7 (4.9)
Tabla 4.7: Variables descriptivas de la muestra
estudiada. (AI = Arch Index).
116
Metodología
4.5.2.3.- Tests
Se realizaron los tests en tres situaciones: sin vendaje (N), con vendaje elástico
(ET) y con vendaje no elástico (IT). Tanto los tests como las situaciones se
establecieron de forma aleatoria en cada sujeto.
Los tests fueron: amortiguación de caída desde 0.75 m (L0.75), siguiendo los
mismos protocolos que en el Estudio 1, amortiguación de caída desde 0.30 m (L0.30)
(similar al anterior pero cayendo desde 0.30 m), salto con contramovimiento (CMJ),
siguiendo los protocolos descritos en el Estudio 2, y salto con aproximación (SCA) (con
tres pasos de aproximación se realizaba un salto vertical con ayuda de brazos). Los tres
primeros se hicieron con las manos en la cintura. En los dos primeros se le pedía al
sujeto que amortiguara todo lo posible, mientras que en el CMJ y SCA se buscaba la
mayor altura de salto realizando la batida y la amortiguación con los dos pies a la vez.
Se realizaron de cada test tres ensayos metodológicamente correctos. Para el análisis se
escogió en los tests de amortiguación los que menores fuerzas de reacción verticales
presentaban y en los tests de salto los de mayor altura (respetando así el criterio del
objetivo planteado en cada test).
Se midió el ROM en las restricciones y en la fatiga del vendaje con un
goniómetro manual (Alimed Inc, Dedham Mass) con sensibilidad de 2 mm. Se tomaron
en estático con el sujeto colocado en decúbito prono sobre una camilla la flexión,
extensión, supinación y pronación máximas pasivas del tobillo derecho. Se siguieron los
protocolos propuestos por Root (1991). Se realizaron estas mediciones en reposo, antes
y después de realizar los ejercicios los tres días de pruebas (N, IT y ET) y una vez
retirado el vendaje (tanto con el elástico, como con el no elástico) (Figura 4.15).
117
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
1
DÍAS PREVIOS
- FAMILIARIZACIÓN
- CINEANTROPOMETRÍA
- FOTOPODOGRAMA
- ROM SIN VENDAJE
2
DÍAS ALEATORIOS DE UNA MISMA SEMANA
DÍA X:
VENDAJE
NO ELÁSTICO
DÍA Y:
VENDAJE
ELÁSTICO
A: ROM PRE-EJERCICIO CON VENDAJE
B: 30 MINUTOS EJERCICIO
C: ROM POST-EJERCICIO CON VENDAJE
D: ROM POST-EJERCICIO SIN VENDAJE
DÍA Z:
SIN VENDAJE
A: ROM PRE-EJERCICIO
B: 30 MINUTOS EJERCICIO
C: ROM POST-EJERCICIO
Figura 4.15: Diseño de la toma del rango de movimiento (ROM) en las diferentes sesiones del
estudio.
En un día aparte, una vez se habían completado las tres sesiones, los sujetos
rellenaron una escala donde valoraban de 0 a 10 la restricción del vendaje (0 = mínima
restricción, 10 = máxima restricción) y su comodidad (0 = mínima comodidad, 10 =
máxima comodidad).
4.5.2.4.- Variables
Se analizó en los tests de salto: la altura a partir del tiempo de vuelo (h) y el pico
de potencia durante la batida (PP). En la amortiguación de la caída de todos los tests se
registraron: el segundo pico de fuerza (F2), el instante en el que sucedía (T2) y el
tiempo desde el inicio de contacto con el suelo (considerado a partir de que el valor de
la fuerza de reacción vertical superaba los 3 N) hasta que se cruzaba por primera vez el
valor del peso en la gráfica de fuerza-tiempo (TBW).
Se analizó el ROM en flexión, extensión, supinación y pronación máximas
pasivas del tobillo derecho.
118
Metodología
Se analizaron los valores obtenidos en la escala que rellenaron los sujetos de
percepción de la comodidad y restricción de los vendajes.
4.5.2.5.- Estadística
La reproducibilidad de los ROMs fue determinada por el cálculo del coeficiente
de correlación intraclase (ICC) y el error típico basado en la medición de tres ensayos
de cada variable (Hopkins 2000).
Para el análisis del ROM, se usó una ANOVA de medidas repetidas de dos
factores 3 × 4 (situación × instante de medición) para cada uno de los movimientos del
tobillo derecho (flexión, extensión, supinación y pronación).
Para el análisis de la fuerza de reacción en los diferentes tests, se usó una
ANOVA para datos repetidos de dos factores 3 × 4 (situación × test) para las variables
de la amortiguación y otra ANOVA para datos repetidos de dos factores 3 × 2 (situación
× test) para las variables de la batida.
En ambos casos, cuando apareció alguna diferencia significativa, se usó como
análisis post hoc el proceso Scheffé.
El número mínimo de sujetos necesario con una potencia estadística de 0.9 y un
nivel de significación α de 0.05 fue calculado en 14, considerando la fatiga del vendaje
inelástico en la supinación. Se obtuvo una potencia estadística con los 27 sujetos de
0.99, con un error alfa bilateral de 0.05.
119
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
120
5. Resultados y
discusión
Resultados y discusión
5.- RESULTADOS Y DISCUSIÓN
A continuación se van a describir los resultados y discusión, estudio por estudio,
comenzando por los tres estudios metodológicos y siguiendo por los dos aplicados.
5.1.- ESTUDIOS METODOLÓGICOS
5.1.1.- Estudio 1: Fuerzas de reacción del suelo en pies planos y cavos
Este estudio servirá para poner a punto varios tests con plataforma de fuerzas
con los que poder valorar patrones de movimientos por un lado y movimientos máximos
por otro. En segundo lugar servirá para conocer el comportamiento de morfologías de
pie extremas en estos tests.
5.1.1.1- Resultados
En las Tablas 5.1 y 5.2 se muestran las fuerzas verticales y anteroposteriores
registradas en pies cavos y planos en los tests de marcha y carrera. No se encontraron
diferencias significativas entre ambos grupos (pies cavos y planos extremos) en ninguna
de las variables.
VELOCIDAD
(m/s)
DURACIÓN
APOYO
(s)
FUERZAS VERTICALES
FUERZAS
ANTEROPOSTERIORES
PICO DE
FRENADO
(BW)
VALLE
(BW)
PICO DE
ACELERACIÓN
(BW)
PICO DE
FRENADO
(BW)
PICO DE
ACELERACIÓN
(BW)
CAVOS
1.608 (0.022) 0.594 (0.031)
1.17 (0.05)
0.61 (0.03)
1.24 (0.07)
- 0.26 (0.03)
0.29 (0.03)
PLANOS
1.609 (0.029) 0.618 (0.019)
1.21 (0.08)
0.60 (0.07)
1.18 (0.08)
- 0.27 (0.04)
0.30 (0.03)
TODOS
1.609 (0.025) 0.607 (0.027)
1.19 (0.07)
0.60 (0.05)
1.21 (0.08)
- 0.27 (0.03)
0.29 (0.03)
3.31
1.66
5.65
3.7
3.33
% DIF (C-P)
0.06
3.88
Tabla 5.1.- Resultados en el test de marcha con los dos grupos estudiados; pies cavos (C) y
planos (P).
123
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
VELOCIDAD
(m/s)
DURACIÓN
APOYO
(s)
CAVOS
3.017 (0.059)
PLANOS
FUERZAS
ANTEROPOSTERIORES
FUERZAS VERTICALES
PICO DE
FRENADO
(BW)
VALLE
(BW)
PICO DE
ACELERACIÓN
(BW)
PICO DE
FRENADO
(BW)
PICO DE
ACELERACIÓN
(BW)
0.282 (0.026)
1.6 (0.32)
1.35 (0.24)
2.38 (0.23)
- 0.33 (0.06)
0.31 (0.04)
3.059 (0.059)
0.276 (0.025)
1.81 (0.22)
1.55 (0.26)
2.43 (0.20)
- 0.33 (0.02)
0.28 (0.04)
TODOS
3.040 (0.061)
0.279 (0.025)
1.72 (0.28)
1.46 (0.26)
2.41 (0.21)
- 0.33 (0.04)
0.30 (0.04)
% DIF (C-P)
1.37
1.77
11.6
12.9
2.06
0
9.67
Tabla 5.2.- Resultados en el test de carrera con los dos grupos estudiados; pies cavos (C) y
planos (P).
Los resultados obtenidos en los tests máximos (cambio de dirección y
amortiguación de la caída) se muestran en las Tablas 5.3 y 5.4. Se han encontrado
diferencias significativas entre pies cavos y planos en dos variables; primero, en la
duración del apoyo en el cambio de dirección, siendo mayor el valor que presentaban
los pies planos (C = 0.300 s vs P = 0.374 s, p<0.01); en segundo lugar en el primer pico
de fuerza de la amortiguación de la caída, con valores superiores en los pies cavos (C =
5.78 BW vs P = 4.29 BW, p<0.05).
DURACIÓN
CIRCUITO
(s)
TIEMPO APOYO
(s)
PICO FUERZA
VERTICAL
(BW)
PICO FUERZA
RESULTANTE
(BW)
CAVOS
2.468 (0.122)
0.300 (0.042)
2.79 (0.76)
1.63 (0.52)
PLANOS
2.467 (0.167)
0.374 (0.044)
2.47 (0.59)
1.44 (0.56)
TOTAL
2.468 (0.142)
0.339 (0.056)
2.62 (0.67)
1.53 (0.53)
% DIFERENCIA
(C-P)
0.04
19.78 **
2.65
12.26
Tabla 5.3: Resultados obtenidos en el test de cambio de dirección con los dos grupos
estudiados; pies cavos (C) y planos (P) (** = p < 0.01).
124
Resultados y discusión
TBW (s)
1º PICO FUERZA
VERTICAL (BW)
2º PICO FUERZA
VERTICAL (BW)
CAVOS
0.460 (0.136)
5.78 (1.29)
8.32 (1.76)
PLANOS
0.570 (0.188)
4.29 (0.81)
7.63 (1.40)
TODOS
0.519 (0.170)
4.99 (1.28)
7.95 (1.56)
% DIFERENCIA
(C-P)
19.30
25.78 *
8.30
Tabla 5.4: Resultados obtenidos en el test de amortiguación de la caída con los dos grupos
estudiados; pies cavos (C) y planos (P) (TBW = tiempo desde el inicio de contacto con el suelo
hasta que se cruzaba por primera vez el valor el peso en al gráfica de fuerza-tiempo * =
p<0.05).
5.1.1.2.- Discusión
Los valores obtenidos en los picos de frenado, valle y aceleración en la marcha y
la carrera (Tablas 5.1 y 5.2) han sido similares a los que dan diferentes autores
estudiando pies normales; en la marcha se describen entre 1.10-1.56 BW en el pico de
frenado, 0.6-0.78 BW en el valle y 1.00-1.35 BW en el pico de aceleración (Brostrom y
cols., 2002; Cairns y cols., 1986; Li y Hamill, 2002; Willson y cols., 2001; Plas y cols.,
1984; Redfern y cols., 2001). En la carrera los valores que encontramos en la
bibliografía oscilan desde 1.52 hasta 1.70 BW en el pico de frenado, valores en torno a
1.28 BW en el valle y desde 2.48 hasta 2.71 BW en el pico de aceleración (Challis,
2001; Kram y Powel, 1989; Munro y cols., 1985; White y cols., 2002). Tanto en la
marcha como en la carrera los resultados son análogos a los que hemos obtenido en este
estudio (Tablas 5.1 y 5.2).
En los patrones de movimiento (marcha y carrera) no han aparecido diferencias
en los picos de fuerza entre pies planos y cavos. Puede ser debido a adaptaciones que
realiza el sujeto para amortiguar esos picos, que a largo plazo se han relacionado con
125
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
dolor, molestias y lesiones. Grampp y cols. (2000) comentan que puede haber
adaptaciones individuales en la forma de andar para reducir las presiones en
determinadas partes del pie. Un mecanismo parecido podría darse en las fuerzas de
reacción al caminar y correr. Los sujetos con pies con tendencia a recibir fuerzas
elevadas podrían modificar consciente o inconscientemente, como mecanismo de
protección, los patrones de marcha y carrera reduciendo el riesgo de lesión. Los sujetos
estudiados no presentaban lesiones previas, por lo que se podían haber dado estas
adaptaciones.
Los valores en los picos de fuerza en los tests máximos han sido superiores en
los pies cavos y, pese a que las diferencias solo han sido significativas en el primer pico
de fuerza de la amortiguación de la caída (C = 5.78 ± 1.29 BW y P = 4.29 ± 0.84 BW;
p<0.05) (Figura 5.1), pueden tener importancia ya que estos son movimientos que los
sujetos estudiados no están acostumbrados a realizar (los sujetos han sido sedentarios) y
por lo tanto no han desarrollado mecanismos de adaptación para disminuir esos picos de
fuerza.
12
Pies cavos
ns
Pies planos
Fuerza (BW)
10
8
*
6
4
2
0
F1
F2
Figura 5.1: Diferencias entre el grupo de pies planos y el de pies
cavos en las fuerzas de reacción de la amortiguación de la caída
((F1 = primer pico de fuerza; F2 = segundo pico de fuerza; * =
p<0.05; ns = diferencias no significativas)
126
Resultados y discusión
Los tiempos de duración del apoyo en los tests máximos han sido superiores en
los pies planos, pero al igual que sucede en los picos de fuerza las diferencias solo han
sido significativas en la duración del apoyo en el cambio de dirección (C = 0.300 ±
0.042 s y P = 0.374 ± 0.044 s; p<0.01) (Figura 5.2), estos valores pueden ser debidos a
que los sujetos con pies planos tienen una mayor superficie que entra en contacto con el
suelo.
ns
0.8
Pies cavos
0.7
Pies planos
Tiempo (s)
0.6
0.5
**
0.4
0.3
0.2
0.1
0
Tiempo apoyo
TBW
Figura 5.2: Diferencias entre el grupo de pies planos y el de pies cavos en la duración del
apoyo del cambio de dirección y en el tiempo transcurrido desde el inicio del contacto con el
suelo hasta que se cruzaba por primera vez el valor del peso en la gráfica de F-T en la
amortiguación de la caída (TBW) (** = p<0.01; ns = diferencias no significativas).
Teniendo en cuenta las posibles adaptaciones que realizarían sujetos que reciben
fuerzas de reacción elevadas en relación a su estructura de pie, el riesgo de padecer
lesiones se vería incrementado en la iniciación deportiva, al realizar movimientos
nuevos a los que no están adaptados. Las diferencias significativas en este estudio se
encontraban justamente en los movimientos máximos, gestos a los que, por ser nuevos,
aún no se habían adaptado los sujetos estudiados, ya que eran sedentarios.
127
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
Del grupo de los pies cavos, seis de los sujetos manifestaban padecer molestias o
dolor en los pies, sin embargo, ningún sujeto con pies planos manifestaba estos
síntomas. Sería interesante contemplar la posibilidad de realizar este estudio con
plataformas de presiones, donde posiblemente sí se encontrarían diferencias entre estos
dos tipos de pies, ya que si consideramos que las fuerzas son similares y la superficie de
contacto es menor en los pies cavos, consecuentemente, sus presiones serían mayores en
determinadas partes del pie. Ésta, posiblemente, sea una de las causas de los dolores que
manifestaban los sujetos con pies cavos.
En los tests máximos los pies cavos mostraron mayores valores en los picos de
fuerza mientras que los planos los mostraron en la duración de los apoyos, lo que
muestra el comportamiento cinético diferente de los sujetos con estos tipos de pie
extremo en cuanto a su morfología. Así, en los estudios aplicados de vendaje, si se usan
alguno de los tests máximos de este estudio y teniendo en cuenta que Meana (2002)
encontró que los sujetos con pies cavos fatigaban más el vendaje, consideramos que
deberían estudiarse por separado los casos de pies con tipologías extremas.
128
Resultados y discusión
5.1.2.- Estudio 2: Diferencias de sexo durante la amortiguación de caídas en tests
de salto
Este estudio servirá para poner a punto una metodología de evaluación de tests
de salto y amortiguación mediante el análisis de las fuerzas de reacción verticales y
cuantificar hasta qué punto el sexo del grupo estudiado condiciona los resultados en
estos tests.
5.1.2.1.- Resultados
En la Tabla 5.5 se muestran los valores de las variables de la batida, vuelo y la
posición del centro de gravedad durante la amortiguación. Las mayores diferencias entre
hombres y mujeres se encontraron en la altura del salto (mujeres (M) = 25.61 cm vs
hombres (H) = 35.46 cm, p<0.001) y el pico de potencia (M = 39.85 W/kg vs H = 50.23
W/kg, p<0.001). Los valores fueron mayores en el grupo de los hombres. Sin embargo,
en la amortiguación de la caída las mujeres obtuvieron mayores desplazamientos del
centro de gravedad (M = 11.06% vs H = 10.43%, p<0.05).
PP (W/kg)
h (cm)
hl (%)
Lr (%)
Todos
47.74 (7.02)
33.09 (5.99)
3.81 (1.92)
10.58 (2.51)
Hombres
50.23 (5.64)
35.46 (4.47)
3.78 (1.99)
10.43 (2.43)
Mujeres
39.85 (4.78)
25.61 (3.53)
3.88 (1.69)
11.06 (2.72)
% Diferencia
20.66 ***
27.78 ***
2.57
5.78 *
Tabla 5.5: Resultados obtenidos en las variables de la batida, vuelo y posición del centro de
gravedad durante la amortiguación. (PP = pico de potencia alcanzado durante la batida; h =
altura alcanzada por el centro de gravedad en el vuelo; hl = altura del centro de gravedad en
el inicio de la amortiguación; Lr = desplazamiento del centro de gravedad desde el inicio de la
amortiguación hasta el punto más bajo; * = p<0.05; *** = p<0.001; ns = no significativa; M
= mujeres; H = hombres).
En la Tabla 5.6 se muestran los resultados obtenidos en las variables cinéticas de
la amortiguación. Las mayores diferencias entre hombres y mujeres se encontraron en
129
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
F2; registrando los hombres mayores valores que las mujeres (M = 5.89 BW vs H =
7.51 BW, p<0.001). Por otro lado también se encontraron diferencias en T2 (M = 0.061
s vs H = 0.054 s, p<0.05), ratio F2/h (M = 23.10 BW/m vs H = 21.32 BW/m, p<0.05) y
TBW (M = 0.255 s vs H = 0.231 s, p<0.01), obteniendo las mujeres mayores valores
que los hombres.
T2 (s)
F2 (BW)
Ratio F2/h (BW/m)
TBW (s)
Todos
0.056 (0.028)
7.12 (2.41)
21.75 (6.94)
0.237 (0.111)
Hombres
0.054 (0.030)
7.51 (2.38)
21.32 (6.63)
0.231 (0.118)
Mujeres
0.061 (0.022)
5.89 (2.06)
23.10 (7.74)
0.255 (0.080)
% Diferencia
12.59 *
21.54 ***
8.33 *
10.25 **
Tabla 5.6: Resultados obtenidos en las variables cinéticas durante la amortiguación de la caída
del salto. (F2 = segundo pico de fuerza; T2 = instante en el que sucedía el segundo pico de
fuerza; h = altura alcanzada por el centro de gravedad en el vuelo; TBW = tiempo desde el
inicio de contacto con el suelo hasta que se cruzaba por primera vez el valor el peso en al
gráfica de fuerza-tiempo; * = p<0.05; ** = p<0.01; *** = p<0.001; M = mujeres; H =
hombres).
En las tablas 5.7, 5.8 y 5.9 se muestran las correlaciones entre las variables
analizadas en el conjunto de la población en el grupo de hombres y en el de mujeres
respectivamente. De todas ellas destacan las obtenidas entre F2 con T2 (rtodos = -0.63,
rmujeres = -0.65, rhombres = -0.61 y) (Figura 5), con Lr (rtodos = - 0.56, rmujeres = -0.59, rhombres
= -0.55 y) y con hl (rtodos = -0.50, rmujeres = -0.60, rhombres = -0.50).
130
Resultados y discusión
h
PP
T2
F2
TBW
PP
0.87
***
T2
-0.32
***
-0.17
**
F2
0.36
***
0.27
***
-0.63
***
TBW
-0.05
ns
-0.13
*
0.04
ns
-0.39
***
Lr
0.04
ns
0.02
ns
0.29
***
-0.56
***
0.79
***
hl
-0.19
***
-0.01
ns
0.68
***
-0.50
***
-0.10
ns
Lr
0.22
***
Tabla 5.7: Correlaciones obtenidas en el conjunto de la población. (PP = pico de potencia
alcanzado durante la batida; h = altura alcanzada por el centro de gravedad en el vuelo; F2 =
segundo pico de fuerza; T2 = instante en el que sucedía el segundo pico de fuerza; TBW =
tiempo desde el inicio de contacto con el suelo hasta que se cruzaba por primera vez el valor el
peso en al gráfica de fuerza-tiempo; hl = altura del centro de gravedad en el inicio de la
amortiguación; Lr = desplazamiento del centro de gravedad desde el inicio de la amortiguación
hasta el punto más bajo; * = p<0.05; ** = p<0.01; *** = p<0.001; ns = no significativa).
h
PP
T2
F2
TBW
PP
0.75
***
T2
-0.41
***
-0.09
ns
F2
0.28
**
0.15
ns
-0.65
***
TBW
0.05
ns
-0.04
ns
-0.11
ns
-0.47
***
Lr
0.15
ns
0.13
ns
0.30
**
-0.59
***
0.86
***
hl
-0.30
**
0.12
ns
0.79
***
-0.60
***
-0.01
ns
Lr
0.26
*
Tabla 5.8: Correlaciones obtenidas en el grupo de mujeres. (PP = pico de potencia alcanzado
durante la batida; h = altura alcanzada por el centro de gravedad en el vuelo; F2 = segundo
pico de fuerza; T2 = instante en el que sucedía el segundo pico de fuerza; TBW = tiempo desde
el inicio de contacto con el suelo hasta que se cruzaba por primera vez el valor el peso en al
gráfica de fuerza-tiempo; hl = altura del centro de gravedad en el inicio de la amortiguación;
Lr = desplazamiento del centro de gravedad desde el inicio de la amortiguación hasta el punto
más bajo; * = p<0.05; ** = p<0.01; *** = p<0.001; ns = no significativa).
131
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
h
PP
T2
F2
TBW
PP
0.78
***
T2
-0.24
***
-0.06
**
F2
0.22
***
0.11
ns
-0.61
***
TBW
0.15
**
-0.00
ns
-0.04
ns
-0.32
***
Lr
0.17
**
0.11
ns
0.28
***
-0.55
***
0.76
***
hl
-0.23
***
0.01
ns
0.67
***
-0.50
***
-0.14
*
Lr
0.21
***
Tabla 5.9: Correlaciones obtenidas en el grupo de hombres. (PP = pico de potencia alcanzado
durante la batida; h = altura alcanzada por el centro de gravedad en el vuelo; F2 = segundo
pico de fuerza; T2 = instante en el que sucedía el segundo pico de fuerza; TBW = tiempo desde
el inicio de contacto con el suelo hasta que se cruzaba por primera vez el valor el peso en al
gráfica de fuerza-tiempo; hl = altura del centro de gravedad en el inicio de la amortiguación;
Lr = desplazamiento del centro de gravedad desde el inicio de la amortiguación hasta el punto
más bajo; * = p<0.05; ** = p<0.01; *** = p<0.001; ns = no significativa).
5.1.2.2.- Discusión
Los valores encontrados en F2 ( F2todos = 7.12 ± 2.41 BW; F2mujeres = 5.89 ± 2.06
BW; F2hombres = 7.51 ± 2.38 BW) (Tabla 5.6) han sido superiores a los obtenidos por
otros autores que analizaban caídas desde alturas similares a las alcanzadas en el vuelo
por la población estudiada (htodos = 33.09 ± 5.99 cm; hmujeres = 25.61 ± 3.53 cm; hhombres
= 35.46 ± 4.47 cm). McNitt-Gray (1991, 1993), Self y Paine (2001) y Prapavessis y
McNair (1999) obtuvieron valores en F2 desde 4.16 hasta 4.51 BW en hombres jóvenes
activos, atletas recreacionales y un grupo de hombres y mujeres, respectivamente.
Cayendo desde alturas de 0.72 m, McNitt-Gray (1991, 1993) también obtuvo valores
inferiores en F2 que los medidos en el presente trabajo (F2 = 6.38 ± 1.7 BW). La
explicación de los valores superiores en F2 de los sujetos de nuestro estudio, podría
estar en que centraron su atención en alcanzar la máxima altura en el salto, descuidando
la correcta amortiguación, algo que parece normal en situaciones reales de test,
132
Resultados y discusión
deportivas o de pruebas de ingreso como la estudiada. Aunque en la situación analizada,
no tuvimos capacidad de solicitar a los sujetos un nuevo intento en el que buscasen el
doble objetivo de saltar el máximo y amortiguar también al máximo, sería interesante
evaluar si F2 se reduciría significativamente en dicho caso sin menguar la altura del
salto, pues de ser así, se podrían planificar intervenciones que buscaran conseguir
amortiguaciones más blandas conservando la altura del salto.
Al contrario de lo esperado, las mujeres obtuvieron menores valores en el
segundo pico de fuerza vertical (Figura 5.3), lo que las situaría con un menor riesgo de
lesión desde un punto de vista cinético en la amortiguación de saltos máximos.
Asímismo, las mujeres retrasaban el impacto del talón con el suelo, tenían un mayor
recorrido del centro de gravedad durante la amortiguación (Figura 5.3) y mayores
valores en TBW, lo que nos lleva a pensar que su forma de amortiguar era diferente a la
de los hombres.
Figura 5.3: Diferencias entre el grupo de hombres y el de mujeres en el valor del
segundo pico de fuerza vertical durante la amortiguación (F2) y el recorrido del
centro de gravedad desde el instante de contacto con el suelo hasta el punto más bajo
que se alcanzaba durante la amortiguación (Lr). (* = p<0.05; *** = p<0.001).
133
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
Las diferencias encontradas en F2 entre el grupo de hombres y mujeres (Tabla
5.6 y Figura 5.3) coinciden con los resultados obtenidos por Hewett y cols. (1996), que
estudiando caídas de salto verticales con movimientos libres de los brazos, referían
mayores valores en los hombres, a los que los autores atribuían por ello un mayor riesgo
de lesión. En este sentido cabe destacar que, al igual que sucedía en el estudio de
Hewett y cols. (1996), el grupo de los hombres de nuestro estudio caía en sus saltos
desde una altura superior al de las mujeres (M = 25.61 ± 3.53 cm y H = 35.46 ± 4.47
cm, p<0.001) (Tabla 5.5) (Figura 5.4). Los resultados contrastan con lo que se esperaba
y con lo observado en otros estudios (Ford y cols., 2003; Kernozek y cols., 2005) donde
encontraron que las mujeres tenían mayores picos de fuerza en la amortiguación de
caídas. En este sentido cabe destacar que si se divide F2 por la altura desde la que se
realiza la amortiguación, que en este caso se corresponde con la altura de los saltos, los
resultados se invierten mostrando las mujeres mayores valores que los hombres (M =
23.10 ± 7.74 BW/m y H = 21.32 ± 6.63 BW/m, p<0.05).
Figura 5.4: Diferencias entre el grupo de hombres y el de mujeres en la altura del salto y en
el pico de potencia durante la fase de batida. (*** = p<0.001).
134
Resultados y discusión
Creemos que los resultados de este estudio podrían ser diferentes si la altura
desde la que se realizaba la amortiguación fuera mayor y la misma en ambos grupos.
Parece que en alturas elevadas, superiores a las alcanzadas en un salto vertical los
resultados se invierten. En el estudio de Ford y cols. (2003) ambos grupos cayeron
desde 31 cm y no se encontraron diferencias en las fuerzas de reacción. Sin embargo, en
el estudio de Kernozek y cols. (2005) ambos grupos cayeron desde una altura más
elevada, 60 cm, y en este caso las mujeres obtuvieron mayores valores en las fuerzas de
reacción que los hombres. En esta misma línea, en el Estudio 3 de la presente tesis,
encontramos que cuando el grupo de hombres y mujeres se dejaba caer desde una altura
forzada y similar (75 cm) las mujeres obtenían valores superiores a los hombres, por lo
tanto la altura desde la que se realiza la amortiguación parece tener una gran
importancia para establecer las diferencias de sexo en las fuerzas de reacción verticales.
En otro estudio de Hewett y cols. (2005) analizando exclusivamente a mujeres,
comprobaron que las que posteriormente sufrieron lesiones de ACL tenían una mayor
extensión de los miembros inferiores al inicio de la amortiguación, debido a que esta
posición incrementaba la tensión que tenía que soportar el ACL y con ello el riesgo de
lesión. En este estudio se podría ver reflejada esta extensión indirectamente a partir de
la altura del centro de gravedad al inicio de la amortiguación. Contrario al trabajo de
Hewett y cols. (2005), el grupo de los hombres aterrizó con una posición más elevada
del centro de gravedad (con los miembros inferiores más extendidos) aunque las
diferencias no fueron significativas (hlmujeres = 3.88 ± 1.69%; hlhombres = 3.78 ± 1.99%).
Hemos encontrado correlaciones negativas entre F2 y T2, tanto en el conjunto
de la población (r = -0.63; p < 0.001) (Figura 5.5) como en los grupos de hombres
135
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
(r = -0.61; p < 0.001) y mujeres (r = -0.65; p < 0.001). Esto nos indica que retrasar el
instante en el que se da F2 reduce su valor. Otra posible forma de reducir este valor
sería alargando el tiempo de amortiguación, al utilizar un mayor recorrido del centro de
gravedad. Coincidiendo con esta idea, se han encontrado leves correlaciones negativas
entre F2 y Lr, tanto en el conjunto de la población estudiada (r = -0.56; p < 0.001),
como en los grupos de hombres (r = -0.55; p < 0.001) y de mujeres (r = -0.59; p <
0.001). Por otro lado, no se han encontrado correlaciones importantes entre las variables
de la amortiguación y la potencia de la batida o la altura de salto. Esto nos sugiere que
la técnica de amortiguación es más importante que la fuerza explosiva para reducir los
valores de F2. También se refuerza la importancia que tiene el enseñar a caer bien y
justificaría el aprendizaje y entrenamiento de una correcta técnica de amortiguación en
diferentes ámbitos, como la escuela o los centros de medicina deportiva.
A
B
F2 = 11.73 - 79.70 * T2
r = -0.61, P < 0.001
F2 = 9.69 - 62.01 * T2
r = -0.65, P < 0.001
16
18
o Males
Hombres
14
Females
Mujeres
16
14
12
F2 (BW)
F2 (BW)
12
10
8
10
8
6
6
4
2
0.00
4
0.01
0.02
0.03
0.04
0.05
T2 (s)
0.06
0.07
0.08
0.09
0.10
2
0.00
0.02
0.04
0.06
0.08
0.10
0.12
T2 (s)
Figura 5.5: Correlación entre el segundo pico de fuerza (F2) y el instante en el que sucedía (T2)
en el grupo de los hombres (A) y en el grupo de las mujeres (B). (BW = veces el peso corporal).
El comportamiento cinético durante las batidas y las amortiguaciones de los
saltos de los hombres ha sido diferente al de las mujeres. Esto sugiere que, atendiendo a
la homogeneidad en la muestra, ambos grupos deberían ser estudiados de forma
independiente. La ausencia de relación entre las variables de la amortiguación y la
136
Resultados y discusión
potencia mostrada en la batida indica que para reducir las fuerzas de reacción durante
amortiguaciones de saltos podría ser más importante la técnica utilizada que la potencia
de las extremidades inferiores. De este estudio nació la idea de estudiar
comparativamente hombres y mujeres en otros tests de amortiguación que no partieran
de un salto previo, sino de una caída desde una superficie elevada, por ver si se
mantienen las relaciones encontradas en este estudio.
137
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
138
Resultados y discusión
5.1.3.- Estudio 3: Diferencias de sexo en las fuerzas de reacción del suelo en seis
tipos de amortiguación
Este estudio servirá para perfeccionar la metodología de tests de amortiguación
(previo salto y desde superficies elevadas) ahondando en las diferencias entre sexos y en
las diferentes relaciones entre variables.
5.1.3.1.- Resultados
En un estudio piloto, llevado a cabo con cinco sujetos, el ICC fue muy alto para
todas las variables de la amortiguación (0.90-0.99). Los errores típicos en F2, T2, F1,
T1 y TBW fueron 0.30 BW, 0.001 s, 0.17 BW, 0.001 s y 0.025 s, respectivamente. El
error típico, expresado como coeficiente de variación (Hopkins, 2000) para cada
variable fue: F2 = 5.4%, T2 = 2.7%, F1 = 4.9%, T1 = 7.7% y TBW = 3.4%.
Los promedios, desviaciones estándar y ranking (posición de la media con
respecto al resto de tests) de las variables consideradas en los seis tests, se pueden ver
en la Tabla 5.10. Se encontraron diferencias significativas entre el grupo de hombres y
mujeres en F2 en las siguientes pruebas: WUE (M = 8.10 BW vs H = 6.14 BW, p<0.01),
UE (M = 7.01 BW vs H = 5.51 BW, p<0.05), BDJ (M = 8.15 BW vs H = 5.73 BW,
p<0.001) y SAL (M = 7.43 BW vs H = 5.48 BW, p<0.001). En T2 se obtuvieron
diferencias significativas en los tests de WUE (M = 0.037 s vs H = 0.042 s, p<0.05) y
SAL (M = 0.048 s vs H = 0.056 s, p<0.05). En el ratio entre F2 y T2 se obtuvieron
diferencias significativas de p<0.01 en WUE, BDJ y SAL y diferencias de p<0.05 en
UE, mientras que en el TBW las diferencias no fueron significativas.
139
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
MUJERES
F2 (BW)
T2 (s)
Ratio F2/T2
TBW
h (m)
Media (SD) RANKING
Media (SD) RANKING
Media (SD) RANKING
Media (SD) RANKING
Media (SD) RANKING
WUE
8.10 (1.42) 2 **
0.037 (0.006) 6 *
229.96 (68.75) 1 **
0.591 (0.125) 2
0.75
UE
7.01 (1.61) 4 *
0.039 (0.005) 4
187.38 (55.75) 3 *
0.593 (0.123) 1
0.75
BDJ
8.15 (1.77) 1 ***
0.038 (0.007) 5
224.22 (90.16) 2 **
0.511 (0.117) 3
0.75
ADJ
6.50 (1.94) 5
0.047 (0.017) 3
172.00 (111.73) 4
0.336 (0.132) 5
0.29 (0.04) 1 ***
SAL
7.43 (1.58) 3 ***
0.048 (0.007) 2 *
160.55 (53.34) 5 **
0.283 (0.051) 6
0.75
CMJ
5.26 (1.18) 6
0.055 (0.021) 1
127.07 (95.69) 6
0.383 (0.161) 4
0.27 (0.03) 2 ***
HOMBRES
F2 (BW)
T2 (s)
Ratio F2/T2
TBW
h (m)
Media (SD) RANKING
Media (SD) RANKING
Media (SD) RANKING
Media (SD) RANKING
Media (SD) RANKING
WUE
6.14 (1.62) 3
0.042 (0.007) 5
154.38 (57.48) 1
0.626 (0.118) 2
0.75
UE
5.51 (1.50) 5
0.043 (0.007) 4
136.78 (54.14) 3
0.659 (0.165) 1
0.75
BDJ
5.73 (1.60) 4
0.042 (0.005) 5
142.08 (48.75) 2
0.537 (0.076) 3
0.75
ADJ
6.63 (2.49) 1
0.055 (0.014) 2
135.16 (74.60) 5
0.369 (0.172) 5
0.43 (0.07) 1
SAL
5.48 (1.20) 6
0.056 (0.012) 1
104.57 (38.44) 6
0.317 (0.062) 6
0.75
CMJ
6.33 (2.51) 2
0.050 (0.011) 3
135.95 (64.67) 4
0.410 (0.134) 4
0.40 (0.05) 2
Tabla 5.10: Promedios, desviaciones estándar y ranking (orden entre los 6 tests, de mayor a
menor) de las variables estudiadas (F2 = 2º pico de fuerza; T2 = tiempo hasta F2; TBW =
tiempo desde el comienzo de la amortiguación hasta que se cruza el valor del peso; h = altura
desde la que se realizaba la caída o la que alcanzaba el centro de gravedad previamente a la
caída, WUE = amortiguación sin ayuda de brazos; UE = amortiguación con ayuda de brazos;
BDJ = amortiguación antes del Drop Jump; ADJ = amortiguación después del Drop Jump;
SAL = salida después de la amortiguación; CMJ = Salto con contramovimiento; * = p<0.05
hombres vs. mujeres; ** = p<0.01 hombres vs. mujeres; *** = p<0.001 hombres vs.
mujeres).
La ANOVA muestra una interacción para F2 (sexo × tipo de amortiguación),
con mayores picos de fuerza en el grupo de las mujeres en los tests cayendo desde 0.75
m, y mayores valores para los hombres en las amortiguaciones de los tests que partían
desde el suelo (p<0.001). T2 fue mayor en el grupo de los hombres (p<0.05) y en las
amortiguaciones desde 0.75 m (p<0.001). El grupo de los hombres consiguió mayores
alturas en los saltos que el grupo de las mujeres (p<0.001). Al comparar los valores de
F2 en los seis tests, sólo se encontraron diferencias significativas en el grupo de mujeres
(Tabla 5.11).
140
Resultados y discusión
WUE
UE
BDJ
ADJ
SAL
* (M)
*** (M)
WUE
UE
*** (M)
* (M)
BDJ
ADJ
* (M)
* (M)
SAL
CMJ
*** (M)
* (M)
*** (M)
Tabla 5.11: Diferencias significativas encontradas al comparar F2 en los seis tests (M =
mujeres; WUE = amortiguación sin ayuda de brazos; UE = amortiguación con ayuda de
brazos; BDJ = amortiguación antes del Drop Jump; ADJ = amortiguación después del Drop
Jump; SAL = salida después de la amortiguación; CMJ = salto con contramovimiento; * =
p<0.05; *** = p<0.001).
En ambos grupos se encontraron correlaciones significativas entre F2 y T2 en
los tests WUE (M: r = -0.55, p<0.05; H: r = -0.76, p<0.01), UE (M: r = -0.57, p<0.05;
H: r = -0.84, p<0.001), y SAL (M: r = -0.72, p<0.05; H: r = -0.59, p<0.05). En el grupo
de las mujeres, se observó una correlación negativa entre F2 y T2 en el test BDJ (r = 0.62, p<0.05); en el grupo de los hombres, las mismas variables correlacionaron en los
tests ADJ y CMJ, r = -0.60 y r = -0.59, p<0.05, respectivamente.
En el conjunto de la población estudiada, la masa muscular, expresada como un
porcentaje de la masa total del sujeto, correlacionó significativamente con la altura del
salto en el test ADJ (r = 0.79, p<0.001) y en el test CMJ (r = 0.78, p<0.001). Hubo
correlaciones significativas entre la altura de los saltos en los tests ADJ y CMJ y los
valores de F2 en los tests de amortiguación desde 0.75 m (ADJ test: WUE: r = - 0.60;
BDJ: r = -0.65; SAL: r = -0.54, p<0.05 and CMJ test: WUE: r = - 0.59; BDJ: r = -0.70;
SAL: r = -0.53, p<0.05). lo que nos indica que en la amortiguación desde superficies
elevadas (0.75 m) los sujetos que tenían mayor fuerza explosiva mostraban menores
valores en F2.
141
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
5.1.3.2.- Discusión
En los aterrizajes es fundamental el control de la amortiguación. Esto se vería
reflejado en la consecución de un patrón de movimiento que fuera reproducible. Los
coeficientes de variación obtenidos en el estudio piloto estuvieron entre 2.7% y 7.7%. Los
coeficientes de variación de F2 (5.4%) han sido inferiores a los registrados por Schot y
cols. (2002) (12-35%) estudiando a sujetos jóvenes, activos y sin lesiones. Creemos que
esto es debido al periodo de familiarización, que posiblemente en el estudio de Schot y
cols. (2002) no fuera el suficiente. Los deportistas deberían tener totalmente automatizado
el patrón de la caída para poder realizar amortiguaciones adecuadas y sin riesgo,
pudiéndose centrar en otros aspectos del juego. Aun así, hay numerosas situaciones reales
de juego en las que, debido a la incertidumbre de la acción, pueden aparecer factores que
incrementen el riesgo como, por ejemplo, una colisión inesperada en el vuelo.
Los picos de fuerza vertical y el instante en el que sucedían durante amortiguaciones
simétricas eran diferentes entre el grupo de hombres y el de mujeres. Cuando se organizaron los
valores de F2 desde el mayor al menor, el ranking resultante fue diferente en los hombres (BDJ
> WUE > SAL > UE > ADJ > CMJ) que en las mujeres (ADJ > CMJ > WUE > BDJ > UE >
SAL). El grupo de los hombres tuvo mayores valores en F2 (no significativos) en las
amortiguaciones después de un salto previo desde el suelo (ADJ y CMJ), donde la altura desde
la que se caía era menor. Esto fue probablemente debido a que los hombres tuvieron mayores
alturas de salto que las mujeres (p<0.001) en los tests de salto (Figura 5.6). No obstante, los
valores de F2 en el grupo de las mujeres fueron significativamente mayores en los tests de
amortiguación desde 0.75 m (WUE, p<0.01; UE, p<0.05; BDJ y SAL, p<0.001) (Figura 5.7).
En el presente estudio se incluyeron amortiguaciones desde 0.75 m como una forma de forzar el
movimiento de amortiguación y sus mecanismos para disipar las fuerzas de reacción.
142
Resultados y discusión
0.6
***
Mujeres
Hombres
***
Altura de salto (m)
0.5
0.4
0.3
0.2
0.1
0
ADJ
CMJ
Figura 5.6: Diferencias entre el grupo de hombres y el grupo de mujeres en la altura
del drop jump (ADJ) y del salto con contramovimiento (CMJ) (*** = p<0.001).
12
10
Mujeres
**
**
Hombres
ns
*
***
ns
SAL
CMJ
F2 (BW)
8
6
4
2
0
WUE
UE
BDJ
ADJ
Figura 5.7: Diferencias entre el grupo de hombres y el grupo de mujeres en el valor
del segundo pico de fuerza vertical (F2) (WUE = amortiguación sin ayuda de brazos;
UE = amortiguación con ayuda de brazos; BDJ = amortiguación antes del Drop
Jump; ADJ = amortiguación después del Drop Jump; SAL = salida después de la
amortiguación; CMJ = Salto con contramovimiento; * = p<0.05; ** = p<0.01; *** =
p<0.001).
143
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
Las diferencias significativas halladas en los picos de fuerza de los diferentes
tests de amortiguación sugieren que las mujeres estuvieron más influenciadas por la
altura de la caída y por el tipo de amortiguación, mientras que los hombres pudieron
controlar mejor las diferencias en la altura desde la que se realizaba el test. Como en el
trabajo de Swartz y cols. (2005), no encontramos diferencias entre el grupo de hombres
y el de mujeres en las amortiguaciones de los tests de salto (ADJ y CMJ), aunque ha
habido estudios previos que han mostrado mayores picos de fuerza durante la
amortiguación en los hombres (Hewett y cols., 1996). En el presente estudio parece que
los grupos seguían una tendencia diferente que los jugadores de voleibol, hombres y
mujeres, de Hewett y cols. (1996), cuyos resultados estuvieron probablemente
condicionados por el entrenamiento previo de los sujetos. Los sujetos de nuestro estudio
fueron físicamente activos, pero ninguno de ellos estaba involucrado en un
entrenamiento regular. Se ha referenciado que las mujeres utilizan diferentes estrategias
que los hombres durante las amortiguaciones (Chappell y cols., 2002; Chappell y cols.,
2005; Yu y cols., 2005), y está demostrado que las mujeres atletas tienen un mayor ratio
de lesión que los hombres (Hewett, 2000).
El entrenamiento neuromuscular desciende el valor de las fuerzas de reacción
durante la amortiguación de caídas (Hewett y cols., 1996) y reduce la incidencia de
lesiones en mujeres atletas (Hewett y cols., 1999). Estos hallazgos están indirectamente
reflejados en nuestros datos, porque los sujetos que tuvieron mayores alturas de salto en
los tests ADJ y CMJ mostraron menores valores de F2 en las amortiguaciones desde
0.75 m (WUE, UE, BDJ y SAL). Esto parece establecer una relación entre la fuerza
explosiva de las extremidades inferiores y la habilidad para realizar amortiguaciones
suaves desde alturas elevadas, fortaleciendo la hipótesis de que una mayor tensión
144
Resultados y discusión
muscular podría reducir los valores en las fuerzas de reacción verticales durante las
amortiguaciones. Nuestros resultados solo hacen referencia a las fuerzas de reacción
verticales, pero nos muestran un mayor riesgo de lesiones agudas o por acumulación de
impactos en mujeres jóvenes activas, aun sin considerar otros factores como la
cinemática y la activación muscular.
Otros estudios han descrito el mayor riesgo de lesión en el ACL durante
amortiguaciones en mujeres atletas, comparado con hombres de las mismas
características (Colby y cols., 2000; Malinzak y cols., 2001; Decker y cols., 2003; Ford
y cols., 2003; Hargrave y cols., 2003; Zazulak y cols., 2005). Estas diferencias hacen
referencia a la activación muscular, posición de los segmentos corporales durante
momentos clave en el movimiento de amortiguación, y características antropométricas.
Respecto a las fuerzas de reacción se podría pensar que su incremento podría repercutir
negativamente en la transmisión de mayores fuerzas a los ligamentos, sobre todo en
ciertos instantes en los que son más vulnerables (Pflum y cols., 2004). En este sentido,
las diferencias de sexo han aparecido solo en caídas desde alturas considerables. En
futuros trabajos debería cuantificarse si estas diferencias guardan relación con las
diferencias en fuerza explosiva de hombres y mujeres o con aspectos de su constitución
y biomecánica.
Considerando que las mujeres mostraban valores más elevados en las fuerzas de
reacción verticales en las amortiguaciones desde alturas elevadas (0.75 m), pensamos
que sería adecuado realizar intervenciones a diferentes niveles, escolares y adultos, para
conseguir reducir estos picos de fuerza, que a largo plazo podrían estar involucrados en
el origen de lesiones (Gerberich y cols., 1987; Dufek y Bates, 1991). En este sentido
145
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
algunos autores han realizado intervenciones utilizando instrucciones (Prapavessis y
cols., 2003), feedback (Onate y cols., 2001), o entrenamientos específicos (Hewett y
cols., 1996) obteniendo todos ellos, tras breves periodos de tiempo, la reducción de las
fuerzas de reacción verticales una vez finalizada la intervención.
Se ha cuantificado el peso que tienen los miembros superiores en la
amortiguación de la caída, hallando la diferencia en F2 entre los tests WUE y UE. El
uso de los miembros superiores ha reducido el valor de F2 un 13.46% en Mujeres y un
10.26% en Hombres (Figura 5.8). Un correcto uso de los miembros superiores en la
amortiguación, que no siempre es posible en el deporte, puede ayudar a minimizar las
fuerzas de impacto y reducir el riesgo de lesión.
10
***
WUE
UE
***
9
8
F2 (BW)
7
6
5
4
3
2
1
0
Mujeres
Hombres
Figura 5.8: Diferencias en el valor del segundo pico de fuerza durante la amortiguación
(F2) por la utilización de los miembros superiores (WUE = amortiguación sin ayuda de
brazos; UE = amortiguación con ayuda de brazos; *** = p<0.001).
146
Resultados y discusión
Las correlaciones obtenidas entre F2 y T2 en el conjunto de la población y en
ambos grupos por separado, han mostrado que si F2 sucede más tarde en el tiempo su
valor es menor, en concordancia con los resultados obtenidos por Hewett y cols. (2005),
Devita y Skelly (1991), Hewett (2000) y con el Estudio 2. Al contrario de cómo se
podía pensar, el valor de F2 no ha guardado relación con la altura desde la que se caía,
no obteniéndose correlaciones entre F2 y la altura de caída en los saltos que partían del
suelo (DJ y CMJ). Esto podría apoyar la idea de que una correcta técnica en la
amortiguación de la caída del salto, podría tener al menos la misma importancia que la
altura desde la que se cae, en la obtención de registros bajos de fuerzas de reacción
verticales durante el impacto de amortiguaciones de saltos.
En este estudio se ha observado que las características cinéticas de las
amortiguaciones desde alturas elevadas han sido diferentes en hombres y mujeres. Las
mujeres han sido más sensibles a los diferentes tipos de amortiguación, mostrando
mayores valores en los picos de fuerza cuando se realizaban amortiguaciones desde
alturas elevadas, mientras que los hombres han mostrados los mismos valores en los
tests previo salto y en los tests cayendo desde 0.75 m.
147
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
148
Resultados y discusión
5.2.- ESTUDIOS APLICADOS
5.2.1- Estudio 4: Influencia del vendaje no elástico de tobillo en el equilibrio y el
salto
Este estudio servirá para analizar la influencia del vendaje funcional preventivo
de tobillo en dos tests de equilibrio y un test de salto. Se ha utilizado un solo grupo (de
hombres y mujeres) debido a que otros autores han estudiado tests de equilibrio con un
solo grupo (Hertel y cols., 1996; Bennell y Goldie, 1994) y en otros estudios no han
encontrado diferencias entre sexo en este tipo de tests (Kitabayashi y cols., 2004).
También encontramos estudios que analizan la batida y amortiguación de saltos con
contramovimiento con un grupo de sujetos (hombres y mujeres) sin hacer referencia a
las diferencias de sexo, éste es el caso de Barceló (2004).
5.2.1.1.- Resultados
En un estudio piloto, llevado a cabo con seis sujetos, el ICC fue muy alto para
todas las variables (0.94-0.99). Los errores típicos en la altura del salto, valor de F2,
área recorrida por el centro de presiones en el test de equilibrio estático sobre apoyo
monopodal y en los aciertos del test de ajuste postural fueron 0.16 cm, 0.11 BW, 7.37
cm2 y 2.47%, respectivamente. El error típico, expresado como coeficiente de variación
(Hopkins, 2000) para cada variable fue: altura de salto = 0.7%, F2 = 2.2%, área barrida
= 9.9% y aciertos = 3.5%.
En las Tablas 5.12 y 5.13 se muestran los promedios, desviaciones estándar, %
de diferencia y nivel de significación de las variables estudiadas en los tests de
equilibrio y salto, respectivamente. Sólo se han encontrado diferencias significativas en
el promedio de X en el test de equilibrio estático (N = 40.19 cm vs T = 43.42 cm,
149
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
p<0.05) y en los valores de F2 en la amortiguación de la caída (N = 5.38 BW vs T =
6.04 BW, p<0.05), en ambos casos han obtenido valores superiores los sujetos con el
tobillo vendado.
TESTS DE EQUILIBRIO
Ajuste postural
Equilibrio estático
Tiempo (s)
Aciertos (%)
Promedio X (cm)
Promedio Y (cm)
Area (cm2)
N
2.125 (0.273)
60.00 (10.89)
40.2 (5.1)
-30.3 (19.0)
88.17 (50.09)
T
2.284 (0.271)
60.23 (11.90)
43.4 (6.9)
-27.1 (17.9)
91.14 (38.88)
% diferencia
7.55
0.37
10.60
3.36
8.05 *
Tabla 5.12: Diferencias entre las condiciones estudiadas (sin vendaje vs con vendaje) en el
rendimiento de los tests de equilibrio (N = sin vendaje, T = con vendaje de tobillo, * = p<0.05).
TEST DE SALTO
Fase de batida
Fase de amortiguación
PF (BW)
PP (W/kg)
h (cm)
F1 (BW)
F2 (BW)
T1 (s)
T2 (s)
TBW (s)
N
2.48 (0.23)
46.92 (9.90)
0.33 (0.10)
2.49 (0.94)
5.38 (1.61)
0.017 (0.009)
0.057 (0.023)
0.350 (0.169)
T
2.52 (0.29)
45.82 (8.18)
0.32 (0.10)
2.41 (1.22)
6.04 (1.87)
0.013 (0.005)
0.052 (0.019)
0.327 (0.143)
% diferencia
1.37
0.98
3.28
23.62
6.43
16.88
2.35
12.35 *
Tabla 5.13: Diferencias entre las condiciones estudiadas (sin vendaje vs con vendaje) en el
salto con contramovimiento (N = sin vendaje; T = con vendaje de tobillo; PF = pico de fuerza
vertical durante la batida; PP = pico de potencia durante la batida; h = altura del salto; F1 =
valor del primer pico de fuerza durante la amortiguación; F2 = valor del segundo pico de
fuerza; T1 = tiempo transcurrido desde el primer instante de contacto hasta F1; T2 = tiempo
transcurrido desde el primer instante de contacto hasta F2; TBW = tiempo desde el comienzo
de la amortiguación hasta que se cruza el valor del peso; * = p<0.05).
En la Tabla 5.14 se muestran las principales correlaciones entre las condiciones
sin vendaje y con vendaje. Se han encontrado correlaciones significativas en todos los
tests realizados excepto en el de ajuste postural. Hubo una correlación negativa entre F2
y T2 en las dos condiciones (T: r = -0.66, p<0.01; N: r = -0.58, p<0.05).
150
Resultados y discusión
Variable
r
Area equilibrio estatico
0.80***
PF
0.73**
PP
0.92***
h
0.98***
F1
0.93***
F2
0.87***
T1
0.61*
T2
0.83***
TBW
1.00***
Tabla 5.14: Principales correlaciones
encontradas entre los tests con vendaje y
sin vendaje (área equilibrio estático =
área barrida por el centro de presiones en
el test de equilibrio estático; PF = pico de
fuerza; PP = pico de potencia; h = altura
del salto; F1 = valor del primer pico de
fuerza durante la amortiguación; F2 =
valor del segundo pico de fuerza durante la
amortiguación; T1 = tiempo transcurrido
desde el primer instante de contacto hasta
F1; T2 = tiempo transcurrido desde el
primer instante de contacto hasta F2; TBW
= tiempo desde el inicio de contacto con el
suelo hasta que el valor de las fuerzas de
reacción cruzaban por primera vez el peso
del sujeto; * = p<0.05; ** = p<0.01; ***
= p<0.001).
5.2.1.2.- Discusión
No se han encontrado disminuciones en el rendimiento por la utilización del
vendaje en los tests de equilibrio (Tabla 5.12). Estos resultados van en la línea de
autores como Hertel y cols. (1996) y Paris (1992), que no encontraban diferencias al
utilizar vendaje en tests de equilibrio estático. Otros autores como Bennell y Goldie
(1994) encontraban que el equilibrio empeoraba con vendaje. Por otro lado, Feuerbach y
Grabiner (1993) encontraron una mejora del equilibrio con vendaje. Esta discrepancia
en los resultados puede ser explicada por las diferentes posiciones en las que los sujetos
deben mantener el equilibrio mientras realizan los test. Por ejemplo, Bennell y Goldie
(1994), que encontraron diferencias con la utilización del vendaje, realizaban el test con
la pierna libre a 10 cm del suelo y con los ojos cerrados, una posición que puede ser
menos estable que la utilizada en nuestro estudio. Creemos que en la medida en que el
test aumente su dificultad va a ser más fácil que aparezcan diferencias. Por otro lado el
vendaje va a actuar de forma diferente en tests de equilibrio estático y dinámico. En los
tests estáticos, la presión que ejerce el vendaje en las diferentes estructuras del tobillo
puede influir en un mayor control y una mejora en el resultado del test aumentando la
propiocepción de la zona con la tensión ejercida por las tiras. Sin embargo, la limitación
151
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
articular que ofrece el vendaje puede ser el factor que predomine en los peores
resultados obtenidos con vendaje en algunos de los tests de equilibrio dinámico. Las
diferencias encontradas en la posición media de X entre las situaciones T y N en el test
de equilibrio estático (p<0.05) muestran que el vendaje modificó la posición del centro
de presiones durante el test, lo que nos indica que pese a no encontrar diferencias en el
área recorrida por el centro de presiones en este test, el vendaje influyó en la alineación
de los segmentos durante la realización de la prueba.
Al contrario de lo registrado en estudios previos (Burks y cols., 1991; Mackean
y cols., 1995; Verbrugge, 1996) no ha habido descenso del rendimiento durante la fase
de batida en el salto. Los autores que han encontrado descenso en la altura de los saltos
con vendaje suelen analizar saltos tipo Abalakov, sin estandarizar los movimientos
previos de brazos, ni del resto del cuerpo. En nuestro estudio el sujeto partía de parado y
no podía realizar ningún movimiento previo al salto. Es posible que el vendaje tenga
una influencia diferente dependiendo del tipo de salto que estemos registrando. En este
sentido Barceló (2004) estudiando la influencia de tres tipos de vendaje, dos preventivos
y uno terapéutico, en la altura del salto con contramovimiento (similar al de nuestro
estudio), concluyó que los vendajes preventivos no influyeron en la altura del salto
mientras que el vendaje terapéutico sí produjo un descenso de la altura. La limitación
que puede producir el vendaje en los movimientos previos a la batida y la mayor
coordinación requerida podría condicionar una menor altura de salto en situaciones
reales de competición, y no en determinados tests, partiendo desde parado y sin usar las
extremidades superiores.
152
Resultados y discusión
Se ha registrado un incremento de 0.66 BW en los valores de F2 en la
amortiguación de la caída del test de salto con vendaje (N = 5.38 ± 1.61 BW y T = 6.04
± 1.87 BW; p<0.05). Algunos autores han relacionado valores más altos en F2 con un
mayor riesgo de lesión (Dufek y Bates, 1991; hewett y cols., 2005; Louw y cols., 2006).
En las situaciones deportivas reales hay que estar atento a otros aspectos del juego
(compañeros, balón, choques,…) por lo que es fundamental tener automatizado el
movimiento de amortiguación para evitar picos de fuerza elevados durante las caídas
mientras los sujetos están centrando su atención en otros aspectos del juego. Hay que
tener en cuenta que en nuestro estudio los sujetos no habían usado nunca vendaje
funcional preventivo de tobillo y sería interesante estudiar también hasta qué punto los
sujetos acostumbrados al vendaje son capaces de minimizar o eliminar estos riesgos de
nuevas lesiones.
Las correlaciones encontradas entre las variables registradas con y sin vendaje
(Tabla 5.14) nos muestran que el vendaje funcional preventivo de tobillo tuvo la misma
influencia en todos los sujetos. Al igual que en los estudios anteriores destaca la
correlación negativa encontrada en la amortiguación de la caída, entre F2 y T2, tanto en
los tests realizados con vendaje (r = -0.66; p<0.01), como en los realizados sin vendaje
(r = -0.58; p<0.05). Esto nos indica que se registraron valores superiores de fuerza
cuando F2 se situó antes en el tiempo. Si al inicio de la amortiguación la musculatura
extensora (sobre todo la del tobillo) realiza un trabajo excéntrico importante, F2 se
retrasará en el tiempo, la musculatura absorberá parte del impacto y se reflejará en un
descenso de F2. Hay que señalar que muchos vendajes actúan también limitando el
grado de extensión del tobillo lo que puede ayudar a incrementar todavía más el valor
de F2.
153
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
El vendaje funcional preventivo no elástico de tobillo no ha mostrado influencia
sobre el rendimiento en los tests de equilibrio y salto realizados. Sin embargo, la
utilización del vendaje podría conllevar un mayor riesgo de lesión durante la
amortiguación de la caída del salto, por incrementar el valor del segundo pico de fuerza.
154
Resultados y discusión
5.2.2.- Estudio 5: Vendaje elástico vs no elástico
Este estudio se realiza teniendo en cuenta, por un lado, los resultados de puesta a
punto metodológica de los estudios previos, en los que las mujeres se han comportado
de forma más sensible frente a diferentes tipos de amortiguación (cambiando los
resultados según el test realizado) y, por otro lado, el estudio aplicado en el que el
vendaje no elástico no ha influido sobre los tests de equilibro, pero que posiblemente
tenga cierta influencia en la amortiguación de caídas posteriores a saltos desde el suelo.
Se ha decidido realizar este estudio, para estandarizar la muestra, con un grupo del
mismo sexo (mujeres) que no tuviera tipologías de pies extremas. En este último estudio
se analizó la influencia de dos vendajes funcionales preventivos de tobillo (elástico vs
no elástico) en varios tests de salto y amortiguación y se midió el efecto de la fatiga de
ambos vendajes tras someterse a 30 minutos de ejercicio intenso.
5.2.2.1.- Resultados
En un estudio piloto llevado a cabo con 13 sujetos, los ICC fueron muy altos en
todas las variables (0.89-0.98). Los errores típicos en la flexión dorsal, flexión plantar,
inversión y eversión fueron 0.85º, 0.96º, 0.87º y 0.85º, respectivamente. El error típico,
expresado como coeficiente de variación (Hopkins, 2000) para cada variable fue:
flexión = 6.7%, extensión = 1.6%, inversión = 3.5% y eversión = 10.6%.
Ambos vendajes produjeron una restricción en el movimiento de extensión y el
de inversión (p<0.001), mientras que no influyeron significativamente sobre el de
flexión ni el de eversión. En los dos vendajes aumentó el ROM tras el ejercicio; en la
extensión (IT =4.75º, p<0.05; ET = 3.70º, p<0.001) y en la inversión (IT = 5.00º,
p<0.05; ET = 4.37º, p<0.001) (Tabla 5.15). El vendaje no elástico se fatigó más que el
155
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
elástico en la inversión (p<0.05). En la flexión plantar, pese a que el vendaje no elástico
tenía mayores valores en la fatiga la diferencia no fue significativa (p=0.25). En las
mediciones hechas sin vendaje al inicio y al final de las sesiones IT y ET, solamente en
la extensión se produjo un incremento significativo (p<0.01) en el ROM.
FLEXIÓN (º)
EXTENSIÓN (º)
INVERSIÓN (º)
EVERSIÓN (º)
ELÁSTICO
NO ELÁSTICO
ELÁSTICO
NO ELÁSTICO
ELÁSTICO
NO ELÁSTICO
ELÁSTICO
NO ELÁSTICO
1.- RESTRICCIÓN
-1.52
-1.96
-7.30 ***
-9.52 ***
-15.04 ***
-14.66 ***
-0.44
-0.44
2.- FATIGA VENDAJE
0.74
1.41
3.70 ***
4.70 *
4.37 ***
5.70 *
0.59
0.22
3.- INICIO-FINAL
0.70
4.44
4.04 **
1.28 **
2.44
1.83
0.74
0.93
Tabla 5.15: Diferencias en grados en la flexión, extensión, supinación y pronación. Las
situaciones que se compararon fueron: 1.- RESTRICCIÓN = medición previa al ejercicio sin
vendaje – medición previa al ejercicio con vendaje; 2.- FATIGA VENDAJE = medición previa
al ejercicio con vendaje – medición posterior al ejercicio con vendaje; 3.- INICIO – FINAL =
medición previa al ejercicio sin vendaje – medición posterior al ejercicio sin vendaje. (* =
p<0.05; ** = p<0.01; *** = p<0.001).
No se encontraron diferencias en los ROMs entre IT y ET en ninguna de las
situaciones, así como tampoco se encontraron diferencias en la comparación preejercicio y post-ejercicio sin vendaje, excepto en la extensión (p<0.05) (Tabla 5.16).
SIN VENDAJE
PRE-EJERCICIO CON VENDAJE
POST-EJERCICIO CON VENDAJE
POST-EJERCICIO SIN VENDAJE
Familiarización
Pre-ejercicio
Post-ejercicio
ET
IT
ET
IT
ET
IT
FLEXIÓN (º)
17.89 (7.43)
18.40 (6.96)
18.89 (6.31)
16.37 (7.21)
15.93 (6.36)
17.11 (7.69)
17.33 (6.75)
18.59 (6.95)
18.89 (6.66)
EXTENSIÓN (º)
65.44 (8.22)
67.59 (7.80)
69.22 (8.58) *
58.15 (7.44)
55.93 (6.98)
61.85 (6.72)
60.63 (7.02)
68.59 (6.92)
68.74 (8.34)
INVERSIÓN (º)
36.00 (4.57)
36.67 (4.08)
37.48 (4.69)
20.96 (5.12)
21.33 (3.76)
25.33 (5.43)
27.04 (4.62)
38.44 (3.69)
37.85 (3.42)
EVERSIÓN (º)
13.93 (2.25)
14.15 (1.99)
14.22 (1.87)
13.48 (1.81)
13.48 (1.63)
14.07 (1.80)
13.26 (1.58)
14.66 (2.15)
13.93 (1.88)
Tabla 5.16: Rangos de movimiento, expresados en grados, de flexión, extensión, supinación y
pronación (* = diferencias significativas p<0.05 comparando pre y post-ejercicio sin vendaje;
ET = vendaje elástico; IT = vendaje no elástico).
En el análisis de las escalas de comodidad y restricción del vendaje los sujetos
puntuaron como más cómodo el vendaje elástico (IT = 5.10 y ET = 7.76, p<0.001), sin
156
Resultados y discusión
embargo puntuaron mayor restricción en el vendaje no elástico (IT = 7.06 y ET = 3.70,
p<0.001) (Tabla 5.17).
VENDAJE NO ELÁSTICO
VENDAJE ELÁSTICO
COMODIDAD
5.10 (1.75) ***
7.76 (1.25)
RESTRICCIÓN
7.06 (1.42) ***
3.70 (1.64)
Tabla 5.17: Percepción subjetiva de los sujetos en la utilización del vendaje
(*** = diferencias significativas de p<0.001 al comparar vendaje no elástico
con elástico).
No se encontraron diferencias en al altura del salto ni en el pico de potencia por
la utilización de los vendajes en ninguno de los dos tests de salto estudiados, excepto en
el pico de potencia del CMJ, en el que IT presentaba valores superiores a N (N = 37.15
W/kg vs IT = 38.93 W/kg, p<0.05) (Tabla 5.18). Comparando ambos tests de salto, se
registraron mayores alturas (p<0.001) y mayores PP (p<0.001) en el salto realizado con
aproximación que en el CMJ.
CMJ
SCA
N
ET
IT
N
ET
IT
h (m)
0.247
(0.044)
0.244
(0.043)
0.250
(0.045)
0.288
(0.046)
0.286
(0.050)
0.285
(0.050)
PP (W/Kg)
37,15
(6,75)
37,77
(6,27)
38,93 *
(6,10)
46,13
(7,04)
45,85
(6,51)
45,08
(7,21)
PF (BW)
2.14
(0.23)
2.18
(0.24)
2.17
(0.23)
3.15
(1.03)
3.10
(0.88)
3.00
(0.88)
Tabla 5.18: altura del salto (h), pico de potencia (PP) y pico de fuerza (PF) en las diferentes
situaciones registradas en el salto con contramovimiento (CMJ) y en el salto con aproximación
(SCA) (N = sin vendaje; ET = vendaje elástico; IT = vendaje no elástico; * = diferencias de
p<0.05 comparando vendaje no elástico respecto a la situación sin vendaje).
No se encontraron diferencias con la utilización de los vendajes en la
amortiguación de las caídas, ni en F2, ni en TBW en ninguno de los tests. Se
157
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
encontraron diferencias en T2, con menores valores en IT respecto a N y ET, en L0.75
(p<0.001) y L0.30 (p<0.01) (Tabla 5.19). Sin embargo, no se encontraron diferencias
entre N y ET.
L0.75
F2 (BW)
T2 (s)
TBW (s)
L0.30
CMJ
SCA
N
ET
IT
N
ET
IT
N
ET
IT
N
ET
IT
7.60
(1.81)
0.040 ***
(0.006)
0.594
(0.128)
7.74
(1.72)
0.038 *
(0.006)
0.556
(0.128)
7.73
(2.01)
0.036
(0.006)
0.593
(0.129)
3.94
(1.09)
0.051 **
(0.015)
0.564
(0.132)
3.96
(1.07)
0.049 *
(0.014)
0.592
(0.140)
4.10
(1.29)
0.043
(0.011)
0.598
(0.156)
4.79
(1.75)
0.060
(0.023)
0.392
(0.156)
4.80
(1.07)
0.059
(0.016)
0.390
(0.147)
4.69
(1.55)
0.057
(0.018)
0.402
(0.155)
5.01
(1.68)
0.059
(0.023)
0.412
(0.158)
5.37
(1.90)
0.059
(0.019)
0.397
(0.162)
4.95
(1.77)
0.055
(0.020)
0.420
(0.161)
Tabla 5.19: variables de la amortiguación de la caída en los tests: amortiguación desde 0.75 m
(L0.75), amortiguación desde 0.30 m (L0.30), salto con contramovimiento (CMJ) y salto con
aproximación (SCA) en las situaciones: sin vendaje (N), con vendaje elástico (ET) y con
vendaje no elástico (IT) (F2 = segundo pico de fuerza; T2 = instante en el que sucedía el
segundo pico de fuerza; *** = diferencias de p<0.001; ** = diferencias de p<0.01; * =
diferencias de p<0.05). las diferencias son respecto a la situación de vendaje no elástico.
Al comparar los test entre sí aparecieron diferencias en F2, T2 y TBW (F2:
p<0.001; T2: p<0.001; TBW: p<0.001). En F2 se obtuvieron mayores valores en el test
L0.75 seguidos del salto con aproximación (L0.75 vs SCA = p<0.001), CMJ (L0.75 vs CMJ
= p<0.001) y L0.30 (L0.75 vs L0.30 = p<0.001), que fue en el test que menores valores de
F2 se obtuvieron (L0.30 vs CMJ = p<0.05; L0.30 vs SCA = p<0.001), sin embargo no se
encontraron diferencias significativas entre el CMJ y el salto con aproximación (p =
0.59). Los menores valores en T2 se registraron en L0.75 (L0.75 vs L0.30 = p<0.01; L0.75 vs
CMJ = p<0.001 y L0.75 vs SCA = p<0.001) y los mayores en el CMJ y el salto con
aproximación, siendo que entre el CMJ y el salto con aproximación no se encontraron
diferencias significativas (p=0.98). En TBW los resultados obtenidos en los tests donde
se buscaba la máxima amortiguación (L0.75 y L0.30) fueron similares pero superiores a
los registrados en los tests donde el objetivo se centraba en realizar un salto máximo
(p<0.001).
158
Resultados y discusión
No se encontraron correlaciones destacables entre las variables de los ROM, ni
entre las variables antropométricas y los ROM. Se encontraron correlaciones entre F2 y
T2 (p<0.001) en los test donde el objetivo era amortiguar todo lo posible; tanto en la
situación N (L0.75: r = -0.71 y L0.30: r = -0.64), como en ET (L0.75: r = -0.63 y L0.30: r = 0.53) y en IT (L0.75: r = -0.65 y L0.30: r = -0.71). También correlacionó el PP y h
(p<0.001) en la situación sin vendaje (CMJ: r = 0.66 y SCA: r = 0.75), como en ET
(CMJ: r = 0.66 y SCA: r = 0.66) y en IT (CMJ: r = 0.72 y SCA: r = 0.77).
5.2.2.2.- Discusión
Ambos vendajes cumplieron la función para la que habían sido confeccionados:
restringir la inversión (restricción del ROM: IT = 40.74% y ET = 41.77%, p<0.001) y la
extensión (restricción del ROM: IT = 14.54% y ET = 11.15%, p<0.001), dado que una
combinación de ambos movimientos se asocia al mecanismo más habitual de esguince
de tobillo (Rodríguez, 1998; Manonelles y Tárrega, 1998; Meana y cols, 2000). Sin
embargo, no influyeron en la flexión, ni la pronación. Que el vendaje limite su efecto a
los movimientos que se intenta restringir es importante para que minimice su posible
interferencia en la eficacia deportiva. Otros autores que han medido la influencia en la
restricción de los ROMs del tobillo con vendaje no elástico han obtenido valores
similares a los de nuestro estudio (Gehlsen y cols., 1991; Gross y cols., 1991;
Wilkerson, 1991; Greene y Hillman, 1990; Meana y cols., 2005).
Los dos vendajes mostraron después de los 30 minutos de ejercicio una menor
restricción en el ROM; tanto en la inversión (IT = 26.74 % y ET = 20.84%), como en la
extensión (IT = 8.41% y ET = 6.36%). Esto ya había sido obtenido por otros autores
respecto del vendaje no elástico (Alt y cols., 1999; Martin and Harter, 1993; Wilkerson,
159
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
1991; Greene and Hilman, 1990; Gross y cols., 1991; Meana, 2008) pero es un hallazgo
de este estudio que suceda de forma parecida con el vendaje elástico. El vendaje no
elástico perdió mayor restricción que el elástico: en la supinación de forma significativa
(p<0.05) y en la extensión no significativa (p=0.25) (Figura 5.9). Esto puede deberse a
que el vendaje no elástico tiene un comportamiento diferente, mostrando la restricción
de forma brusca, como una barrera mecánica, a diferencia del elástico cuya restricción
aparecería progresivamente como una resistencia que va en aumento hasta llegar a la
barrera mecánica.
35
Fatiga del vendaje (%)
30
*
vendaje no elástico
vendaje elástico
25
20
15
10
5
0
Inversion
Extensión
Figura 5.9: Fatiga ocasionada por 30 minutos de ejercicio intensso en los dos tipos de vendaje
(* = p<0.05).
A pesar de que los sujetos puntuaron como más cómodo y con menor restricción
el vendaje elástico (Figura 5.10) no se encontraron diferencias en los ROMs entre los
dos tipos de vendaje. En el estudio de Gross y cols. (1994b) también apareció una falta
de sincronía entre lo que percibían los sujetos y las mediciones en el ROM del tobillo al
160
Resultados y discusión
comparar una ortesis de tobillo con un vendaje funcional preventivo no elástico. Tanto
la ortesis en el estudio de Gross y cols. (1994b) como el vendaje elástico en nuestro
estudio están confeccionados con material menos rígido, por lo que provocaban un tope
progresivo que se percibía como más cómodo y menos limitante por parte de los
sujetos.
10
***
9
vendaje no elástico
vendaje elástico
***
percepción de los sujetos
8
7
6
5
4
3
2
1
0
Comodidad
Restricción
Figura 5.10: Percepción subjetiva de los sujetos en la utilización del vendaje (*** =
diferencias significativas de p<0.001 al comparar vendaje no elástico con elástico.
Solamente se produjo un incremento en la movilidad del tobillo pre-post
ejercicio sin vendaje en la extensión, probablemente debido a la ganancia de flexibilidad
en la articulación por el calentamiento de las diferentes estructuras. Sólo se registró
incremento en la extensión debido a que los ejercicios realizados en la sesión eran
principalmente saltos y amortiguaciones. Si el ejercicio hubiera incluido movimientos
de carrera con cambios de dirección bruscos, posiblemente se hubieran visto afectados
los movimientos laterales del tobillo. Alt y cols. (1999), tras 30 minutos de ejercicio
161
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
registraron incrementos en la temperatura de la piel de 3.8 ºC en las sesiones sin vendaje
y entre 5.7 y 5.9 ºC en las sesiones realizadas con diferentes tipos de vendajes no
elásticos. Estos incrementos en la temperatura podrían justificar los incrementos en el
ROM que hemos encontrado en las situación post-ejercicio sin vendaje y una vez
retirados los vendajes. En nuestro estudio el ejercicio era de menor duración que el de
Alt y cols. (1999), sin embargo, todos los ejercicios realizados fueron máximos.
No se encontraron diferencias con la utilización de los vendajes ni en la altura
del salto, ni en el pico de potencia mecánica en la batida. Solamente el pico de potencia
de la batida en el CMJ fue mayor con el vendaje no elástico que sin vendaje (N = 37.15
± 6.75 W/kg y IT = 38.93 ± 6.10 W/kg, p<0.05). Posiblemente la utilización del vendaje
no elástico provocó modificaciones en las relaciones de fuerza y velocidad durante la
batida, quizás, aunque no fue medido, debido a las limitaciones en los ROMs dinámicos
que producía el vendaje durante el salto. No obstante este incremento en el pico de
potencia no se vio reflejado en una modificación de la altura del salto por lo que el
vendaje no condicionó un movimiento menos eficaz. Sacco y cols. (2004) no
encontraron diferencias significativas en el pico de fuerza durante la batida por la
utilización de un vendaje no elástico, aunque sí una tendencia a que los vendaje
incrementaran este valor.
Existe discrepancia entre autores respecto a si el vendaje puede o no disminuir la
capacidad de salto, aunque debemos destacar que todos los trabajos que hemos revisado
(Burks y cols., 1991; Paris, 1992; Mackean y cols., 1995; Verbrugge, 1996; Metcalfe y
cols., 1997) han utilizado el test de saltar y tocar, una prueba menos reproducible que
otros tests de salto y que presenta problemas metodológicos. Solo hemos encontrado un
162
Resultados y discusión
trabajo (Barceló, 2004) que al igual que este estudio encontró que los vendajes
funcionales no influían en la altura del salto. Tanto en este estudio como en el de
Barceló (2004) es posible que tanto los protocolos de los tests, muy estandarizados,
como la metodología de medición (plataforma de fuerzas) permitieran unas mediciones
con menores variaciones debidas a aspectos externos.
La utilización de los vendajes no ha influido en F2 durante la amortiguación de
las caídas (Figura 5.11), al igual que les sucedió a Riemann y cols. (2002), y a Sacco y
cols. (2004), analizando amortiguaciones desde 0.6 m y previo salto. Sí se ha visto una
disminución en el valor de T2 por la utilización del vendaje no elástico, tanto en las
caídas desde 0.75 como desde 0.30 (Figura 5.12), resultados similares a los encontrados
por Riemann y cols. (2002) en amortiguaciones desde 0.60 m. Por otro lado, aunque sin
significación estadística, en SCA y en el CMJ también se vio una tendencia a la
disminución de T2 por la utilización del vendaje no elástico. La disminución de T2 se
ha visto en diferentes estudios que correlacionaba con incrementos en los valores del
segundo pico de fuerza en la amortiguación (Hewett y cols., 2005; Abián y cols., 2006),
de esta forma tener T2 menor suele implicar mayores valores en F2. Aunque en este
estudio no hemos encontrado valores superiores de F2 por la utilización de los vendajes
sí podrían verse incrementados estos valores en situaciones concretas al tener menor
tiempo para realizar la amortiguación.
163
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
SITUACIONES:
Sin vendaje
Vendaje elastico
Vendaje no elástico
9
8
F2 (BW)
7
6
5
4
3
L 0.75
SCA
L 0.30
CMJ
Figura 5.11: Medias (± error estándar) del instante en el que sucedía el segundo pico de
fuerza (T2) en los tests donde el objetivo era buscar la máxima amortiguación. (L0.75 =
amortiguación desde 0.75 m; SCA = salto con aproximación; CMJ = salto con
contramovimiento; L0.30 = amortiguación desde 0.30 m).
SITUACIONES:
Sin vendaje
Vendaje elástico
Vendaje no elástico
0.07
***
0.06
T2 (s)
*
**
0.05
*
0.04
0.03
CMJ
SCA
L 0.30
L 0.75
Figura 5.12: Medias (± error estándar) del segundo pico de fuerza en la amortiguación de
las caídas (F2) en los cuatro tests estudiados (CMJ = salto con contramovimiento; SCA =
salto con aproximación; L0.30 = amortiguación desde 0.30 m; L0.75 = amortiguación desde
0.75 m; * = p<0.05; ** = p<0.01; *** = p<0.001).
164
Resultados y discusión
En la amortiguación del CMJ y del SCA F2 fue mayor que en el test L0.30 pese a
que en estos dos saltos se caía desde alturas menores (hCMJ = 0.247 ± 0.044 m; hSCA
= 0.286 ± 0.047 m). Creemos que puede ser debido a que en L0.30 la atención se centraba
en amortiguar todo lo posible mientras que en los tests de salto el objetivo consistía en
alcanzar la máxima altura. Esto justificaría centrar la atención en la amortiguación de
caídas de saltos en el marco escolar y deportivo de ocio, para reducir el riego de
posibles lesiones. Sería especialmente importante realizarlo, con conceptos sencillos,
desde la infancia, momento más sensible para el aprendizaje. En este sentido ha habido
estudios como, por ejemplo, el de Prapavessis y cols. (2003) que redujeron F2 en
amortiguaciones desde 0.30 m después de cuatro sesiones, en las que se explicaba a los
alumnos donde debían centrar la atención durante las amortiguaciones.
De este estudio se desprende la recomendación preferente del uso del vendaje
elástico debido a que produce la misma limitación en el movimiento que el no elástico,
se fatiga menos, y ha sido percibido como más cómodo y menos restrictivo. Por otro
lado no ha modificado ningún aspecto biomecánico de los estudiados durante la batida y
la amortiguación, mientras que el vendaje no elástico ha cambiado la potencia durante la
batida del salto y ha adelantado la aparición del segundo pico de fuerza en la
amortiguación, lo que podría implicar en ciertas caídas amortiguaciones más duras.
Finalmente, ninguno de los dos vendajes analizados han afectado al rendimiento de
saltos y amortiguaciones, sin embargo han limitado los últimos grados de movimiento
del mecanismo más habitual de lesión del tobillo, por lo tanto estaría adecuada su
utilización (de ambos), como método preventivo en situaciones en las que un riesgo
elevado de lesión lo requiriera.
165
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
166
6. Conclusiones
Conclusiones
6.- CONCLUSIONES
1. Los sujetos con pies cavos y planos extremos han tenido entre sí un
comportamiento cinético diferente en los tests máximos (cambio de dirección y
amortiguación de la caída). Mientras que en los patrones de movimiento (marcha y
carrera) el comportamiento ha sido similar en ambos grupos.
2. El comportamiento cinético durante las batidas y las amortiguaciones del test de
salto con contramovimiento de los hombres ha sido diferente al de las mujeres. El
grupo de mujeres mostró menores valores en el segundo pico de fuerza, mayor
recorrido vertical del centro de gravedad y un mayor tiempo desde el inico de
contacto del pie en el suelo hasta el impacto del calcáneo. Estos dos últimos
parámetros cinéticos se deberían tener en cuenta si queremos mejorar la técnica de
amortiguación e incidir en el descenso de las fuerzas de reacción durante las
amortiguaciones de caídas de saltos.
3. Las características cinéticas de las amortiguaciones cayendo desde superficie elevada
han sido diferentes en hombres y mujeres. Las mujeres han sido más sensibles a los
diferentes tipos de tests de amortiguación y han mostrado mayores valores en los
picos de fuerza. Estas características mostradas por el grupo de mujeres podrían
favorecer un mayor riesgo de lesión desde el punto de vista cinético.
4. La utilización del vendaje funcional preventivo no elástico de tobillo no ha tenido
influencia sobre el rendimiento en equilibrios: ni en el test estático monopodal, ni
en el test de ajuste postural.
5. La utilización del vendaje funcional preventivo no elástico de tobillo no ha tenido
influencia sobre el rendimiento en el test de salto. Sin embargo, ha incrementado el
valor del segundo pico de fuerza durante al amortiguación, con el posible riesgo
que esto puede conllevar.
169
Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
6. Ninguno de los dos vendajes analizados (elástico y no elástico) han afectado al
rendimiento de saltos y amortiguaciones en el grupo de mujeres jóvenes sin
lesiones previas estudiado. Por otro lado, han limitado los últimos grados de
movimiento del mecanismo más habitual de lesión del tobillo, por lo tanto estaría
recomendada su utilización, como método preventivo en situaciones en las que un
riesgo elevado de lesión lo requiriera.
7. En mujeres jóvenes sin lesiones previas, recomendamos utilizar el vendaje elástico
frente al no elástico debido a que produce la misma limitación en el movimiento
que el no elástico, se fatiga menos y es percibido como más cómodo y menos
restrictivo por parte de los sujetos. Además, no ha modificado ningún aspecto de la
biomecánica del tobillo de los estudiados, mientras que el no elástico ha cambiado
la potencia durante la batida del salto y ha adelantado la aparición del segundo pico
de fuerza en la amortiguación, lo que podría implicar en ciertas caídas
amortiguaciones más duras.
Perspectivas de futuro:
En futuros estudios sería interesante estudiar:
1. Introducir otras metodologías de medición, principalmente electromiografía y
cinemática, que pudieran ayudar a dar respuesta a algunas de las cuestiones que han
surgido en los estudios.
2. Evaluar los efectos de los vendajes (elástico y no elástico) sobre diferentes
poblaciones a la estudiada en este trabajo, incluyendo deportistas habituados a jugar
vendados y realizando también nuevos tests, diferentes a los empleados en este
estudio.
170
7. Bibliografía
Bibliografía
7.- BIBLIOGRAFÍA
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Biomecánica del vendaje funcional de tobillo
198
8. Anexos
Anexo 1: Hoja de consentimiento
DECLARACIÓN DE CONSENTIMIENTO INDIVIDUAL:
Yo
con DNI nº:
y mayor de 18 años de edad participo libremente en las sesiones prácticas y mediciones
de este estudio.
He recibido una copia del “Informe Explicativo y de la Declaración de
Consentimiento”, documento que he comprendido en su totalidad y que describe los
procedimiento que van a ser seguidos y las consecuencias y riesgos de mi participación
como sujeto experimental.
He leído toda la información que me ha sido proporcionada y todas las preguntas que he
formulado han sido contestadas satisfactoriamente. Participo voluntariamente en esta
actividad siendo consciente de que puedo renunciar en el momento que quiera.
Acepto que los datos obtenidos en esta investigación sean publicados con la condición
de que mi nombre no sea utilizado.
NOMBRE DEL PARTICIPANTE:
FIRMA:
FECHA:
FIRMA DEL INVESTIGADOR:
FECHA:
Certificando que los términos del formulario han sido explicados verbalmente a la
persona y que entiende estos términos antes de firmarlo.
Anexo 2: Cuestionario sobre actividad física
y lesiones
CUESTIONARIO DE ACTIVIDAD FÍSICA
Nombre:
Teléfono:
Fecha de realización:
Edad:
e-mail:
Ocupación:
1. La frecuencia con la que realizas ejercicio físico (sin contar con las prácticas de
la facultad) es de:
9
9
9
9
Más de tres días a la semana
Tres días a la semana
Dos días a la semana
Realizo ejercicio físico sólo ocasionalmente
9 Casi nunca o nunca realizo ejercicio físico aparte de las clases
2. ¿Has participado en algún programa de entrenamiento más de 2 días a la
semana en los últimos 3 meses? SÍ
NO
Si has contestado afirmativamente
¿En qué actividad y cuantos días a la semana?
3. ¿Has participado en deporte competitivo en los últimos 3 meses?
SÍ
NO
Si tu respuesta ha sido afirmativa:
¿En qué deporte?
¿A qué nivel?
regional
nacional
internacional
4. ¿Vas a entrenar en algún deporte federado o a realizar ejercicio físico regular
en las próximas 3 semanas?
NO
SÍ
Si tu respuesta ha sido afirmativa:
¿En qué deporte y cuantos días a la semana?
5. ¿Qué lesiones has tenido en los últimos dos años? ¿cuánto tiempo tardaste en
recuperarte?
6.- ¿has utilizado alguna vez vendajes funcionales en el tobillo?
SÍ
NO
Si tu respuesta ha sido afirmativa:
¿Durante cuanto tiempo?
¿Realizaste actividad física con el vendaje?.
SÍ
NO
7.- ¿Has tenido algún problema en tus pies? (como dolor en alguna parte
determinada, pies cavos o planos, ....)
8.- Has utilizado en alguna ocasión plantillas ortopédicas.
SÍ
NO
Si tu respuesta ha sido afirmativa:
¿para que las utilizaste y durante cuanto tiempo?
9. ¿Has realizado alguna vez tests en plataforma de fuerzas?
SÍ
NO
Si tu respuesta ha sido afirmativa:
¿Cuáles fueron los ejercicios que realizaste?
Anexo 3: Artículos
3.1.- Ya publicados
− Abián J, Alegre LM, Jiménez L, Lara AJ, Aguado X. (2005). Fuerzas de
reacción del suelo en pies cavos y planos. Archivos de Medicina del
Deporte, 108: 285-292.
− Abián J, Alegre LM, Fernández JM, Lara AJ, Meana M, Aguado X.
(2006). Avances del vendaje funcional de tobillo en el deporte. Archivos de
Medicina del Deporte, 113: 219-229.
− Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Aguado X. (2006). Diferencias de sexo
durante la amortiguación de caídas en tests de salto. Archivos de Medicina
del Deporte, 116: 441-450.
− Abián J, Alegre LM, Fernández JM, Aguado X. (2007). El vendaje
funcional elástico vs no elástico en saltos y amortiguaciones. Archivos de
Medicina del Deporte, 122: 442-449.
− Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Rubio JA, Aguado X. (2008) Kinetic
differences between young men and women in landings from jump tests.
Journal of Sports Medicine and Physical Fitness, 48: 305-310.
− Abián-Vicén J, Alegre LM, Fernández-Rodríguez JM, Lara AJ, Meana
M, Aguado X. (2008) Ankle taping does not impair performance in jump or
balance tests. Journal of Sports Science and Medicine, 7: 350-356.
3.2.- Aceptados, en imprenta
− Abián-Vicén J, Alegre LM, Fernández-Rodríguez JM, Aguado X.
Prophylactic ankle taping: elastic versus inelastic taping. Aceptado,
pendiente de publicación en Foot & Ankle International.
3.3.- En revisión
− Abián-Vicén J, Alegre LM, Lara AJ, Aguado X. Gender differences in
ground reaction forces during landings. Se encuentra en segunda revisión en
Journal of Sport Rehabilitation.
VOLUMEN XXII - N.º 108 - 2005
ORIGINAL
FUERZAS DE REACCIÓN DEL SUELO EN PIES CAVOSVolumen
Y PLANOS
XXII
Número 108
2005
Págs. 285-292
FUERZAS DE REACCIÓN DEL SUELO EN PIES CAVOS Y PLANOS
GROUND REACTION FORCES IN HIGH-ARCH AND FLAT FEET
R E S U M E N
El objetivo de este estudio se ha centrado en medir las fuerzas
de reacción en diferentes movimientos (marcha, carrera,
cambio de dirección y amortiguación de caída) en una
muestra de sujetos sedentarios sanos con pies planos y cavos.
Participaron en el estudio 15 mujeres jóvenes (edad: 19,4 ±
1.3 años; peso: 57,17 ± 8,98 Kg); 8 con pies planos (P) y 7
con pies cavos (C). Fueron sometidas a una batería de
pruebas: marcha (velocidad = 1,6 m/s), carrera (velocidad =
3 m/s), amortiguación de caída (desde una altura de 0,75 m)
y cambio de dirección. Se estudiaron las fuerzas verticales,
anteroposteriores y mediolaterales, utilizando una plataforma
de fuerzas piezoeléctrica.
Aparecieron diferencias significativas (p<0,01) entre pies
planos y cavos en la duración del apoyo en el cambio de
dirección, siendo mayores en los planos (C = 0,30 ± 0,04 s
y P = 0,37 ± 0,04 s) y en el primer pico de fuerza de la
amortiguación de la caída (p<0,05), con valores superiores
en los cavos (C = 5,78 ± 1,29 BW y P = 4,29 ± 0,84 BW).
El resto de variables estudiadas no mostraron diferencias
significativas, aunque todos los picos de fuerza en los
movimientos máximos fueron mayores en el grupo con pies
cavos y los picos de impacto en marcha y carrera fueron
ligeramente superiores en los pies planos.
El grado de significación estadística no tiene por qué ser el
límite que marque el mayor o menor riesgo de futura lesión
asociada a las fuerzas de reacción. Pequeñas y no significativas diferencias podrían marcar un incremento sustancial del
riesgo. Cabe destacar los mayores valores registrados en los
pies cavos, en los movimientos máximos, en los que existiría
un mayor riesgo para ellos. Por otro lado las mínimas o nulas
diferencias observadas en los patrones de movimiento
podrían explicarse por adaptaciones que realiza el sujeto en
el movimiento.
Palabras clave: Biomecánica. Cinética. Prevención de
lesiones. Fuerzas de reacción. Pie. Locomoción.
S U M M A R Y
The aim of this study was to measure the ground reaction
forces in different movements (walking, running, changes of
direction and landing), in a sample of sedentary subjects with
high-arch feet or flat feet. Fifteen young women volunteered
for the study (age: 19,40 ± 1,29 years; weight: 57,17 ± 8,98
Kg); 8 with flat feet (P) and 7 with high-arch feet (C). All of
them carried out the following tests on a force platform:
walking (speed = 1,6 m/s), running (speed = 3 m/s), drop
landing (height = 0,75 m), and changes of direction.
Vertical, horizontal and mediolateral ground reaction forces
were collected using a piezoelectric force platform.
There were significant differences (p<0,01) between flat and
high-arch feet in the contact time during the change of
direction test, with greater contact times in subjects with flat
feet (C = 0,30 ± 0,04 s y P = 0,37 ± 0,04 s), and in the
first peak vertical force during landing (p<0,05), with greater
values in subjects with high-arch feet (C = 5,78 ± 1,29 BW
y P = 4,29 ± 0,84 BW). The other variables studied did not
show significant differences between groups, although peak
vertical forces for the maximum tests were greater in the
high-arch feet group, and peak forces during walking and
running were slightly greater for the flat feet group.
The lack of significant differences does not have to be the
limit to predict the risk of injury provoked by greater peak
forces. Small and not significant differences might be enough
to increase this risk. The higher force values found in the
high-arch feet group during maximal tests show a higher risk
of injury during these kinds of movements. The minimal
differences found in the movement patterns between groups
could be explained by individual adaptations during the
tests.
Key words: Biomechanics. Kinetics. Injury prevention.
Ground reaction forces. Foot. Locomotion.
CORRESPONDENCIA:
Javier Abián Vicén
Laboratorio de Biomecánica, Facultad de Ciencias del Deporte, Campus Tecnológico de la Fábrica de Armas,
Universidad de Castilla la Mancha. Avenida Carlos III S/N. 45071 Toledo
Aceptado: 03-03-2005 / Original nº 500
285
AMD
Javier
Abián
Vicén1
Luis M.
Alegre
Durán1
Amador J.
Lara
Sánchez1
Luis
Jiménez
Linares2
Xavier
Aguado
Jódar1
Facultad
de Ciencias
del Deporte
de Toledo
Universidad
de Castilla
la Mancha
2
Escuela
Superior
de Ingeniería
Informática
de Ciudad Real
Universidad
de Castilla
la Mancha
1
ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE
ABIÁN VICÉN J.,
et al.
INTRODUCCIÓN
La biomecánica del apoyo en el suelo y, consecuentemente, las fuerzas de reacción en la realización de una determinada actividad, varían en
función de diferentes factores, tanto internos de
la persona (estructurales, la técnica de realización del movimiento y la posible fatiga, entre
otros), como externos (calzado y suelo).
Durante la práctica deportiva se ven incrementadas las solicitaciones mecánicas del pie, lo
que puede llevar incluso a una modificación
temporal de la huella plantar, tal y como se ve
reflejado en Meana1 o en Robbins y Hanna2, que
describen descensos desde 119,4 cm2 hasta
112,4 cm2 en la superficie de apoyo del pie, en
un grupo de atletas recreacionales, después de
48 días realizando su entrenamiento habitual
de carrera. Según Sirgo et al.3 es lícito pensar
que estas adaptaciones biomecánicas agudas
ante el esfuerzo tomen con el tiempo forma de
adaptaciones crónicas, según la modalidad deportiva practicada.
Otros autores también consideran un mayor
riesgo de lesiones en pies cavos o planos extremos, pero sin mostrar estudios estadísticos6,7.
Algunos autores describen mayores fuerzas de
impacto en pies cavos en movimientos como la
carrera, sobre todo si se incrementa la velocidad4.
Se han realizado estudios donde se registraban
las fuerzas de reacción en determinados patrones de movimiento, como por ejemplo en la
marcha, con velocidades que oscilan entre 1,28
m/s y 1,89 m/s8-11, y en la carrera, con velocidades que van desde 2,5 m/s a 3,2 m/s12-16. En
otros estudios se han analizado las fuerzas de
reacción en movimientos máximos; Young et
al.17 estudiaron los cambios de dirección y otros
autores la amortiguación de caídas18-22 (Tabla
1). No obstante en ninguno de estos trabajos se
ha realizado a la vez el estudio de patrones de
movimiento y movimientos máximos.
El tener una tipología determinada de pie está
asociado a un mayor o menor riesgo de padecer
Así, el objetivo de este trabajo ha sido analizar
las diferencias en las fuerzas de reacción según
Autor
Dufek y Bates19
Bauer et al.18
Zhang et al.22
TABLA 1.Estudios que tratan
sobre fuerzas
de reacción
en la amortiguación
de caídas.(*) El autor
no informa sobre el
sexo de los sujetos
Los tres primeros
autores realizan los
ensayos de caídas
con los sujetos
calzados y los dos
últimos descalzos)
lesiones; ésta es una de las cuestiones que se
plantean Kaufman et al.5. Estos autores describen que entre otras lesiones, en las fracturas por
estrés los valores de incidencia oscilarían desde
el 5,8% en sujetos con pies normales hasta el
9,9% en sujetos con pies cavos y el 10,8% en
sujetos con pies planos. Valores algo superiores
a los que asocian los mismos autores a la
tendinitis de Aquiles, que irían desde el 3,6% en
sujetos normales hasta el 5,7% en sujetos con
pies cavos y el 5,8% en sujetos con pies planos.
Seegmiller y McCaw21
Sujetos
Características
Altura de caída (m)
1º pico (BW)
2º pico (BW)
3%
Físicamente
activos
9 años
Físicamente
activos
0,60
1,00
0,61
0,32
0,62
0,10
0,30
0,60
0,90
0,30
0,60
0,90
2,62
4,30
5,60
1,69
3,53
6,24
1,93
4,45
6,70
1,77
3,06
4,89
8,02
10,18
8,50
5,12
6,59
9,48
5,52
8,21
11,42
4,39
5,5
7,63
8 %5 &
9%
20 &
10 gimnastas
10 deporte
recreacional
Hargrave et al.20
48 (*)
16 supinadores
16 pronadores
16 normales
286
AMD
0,30
3,55
VOLUMEN XXII - N.º 108 - 2005
FUERZAS DE REACCIÓN DEL SUELO EN PIES CAVOS Y PLANOS
Cavos
Planos
Total
Edad (Años)
Peso (Kg)
Estatura (cm)
FFM (Kg)
19,3 ± 1,6 (4)
19,4 ± 1,1 (3)
19,3 ± 1,3 (4)
57,04 ± 6,70 (19,60)
57,28 ± 11,09 (33,60)
57,17 ± 8,98 (33,60)
161,17 ± 2,79 (8,40)
161,03 ± 7,10 (22)
161,09 ± 5,35 (22)
45,46 ± 3,29 (10,18)
46,18 ± 6,57 (18,49)
45,85 ± 5,14 (18,49)
TABLA 2.Características
descriptivas de la
muestra [media ±
desviación estándar
(rango); FFM = fat
free mass o peso libre
de grasa]
las distintas tipologías extremas de pies (cavosplanos) en la marcha, la carrera, el cambio de
dirección y la amortiguación de caída, con el
propósito de discutir sobre el mayor o menor
riesgo de lesión entre estos tipos de pies.
FIGURA 1.Esquema
de la colocación
del material en los
tests de marcha
y carrera
MATERIAL Y MÉTODO
Diseño experimental
Se llevaron a cabo tres sesiones. En la primera,
después de la valoración cualitativa del tipo de
pie mediante un podoscopio, se realizó la
cineantropometría, la toma de la huella plantar
y se rellenó un test sobre actividad física y
posibles lesiones. En esta sesión se citó al
sujeto para que viniera a realizar la familiarización un día posterior.
En la segunda sesión se realizó la familiarización y en la tercera se procedió a la medición de
las pruebas. Entre estas dos últimas sesiones
en ningún caso pasó más de una semana.
Sujetos
Participaron voluntariamente en el estudio 15
mujeres jóvenes universitarias (edad: 19,4 ± 1,3
años; peso: 57,17 ± 8,98 kg), de ellas 8 tenían
pies planos extremos y 7 pies cavos extremos
(Tabla 2). Ninguna practicaba actividad física
regular más de dos días a la semana. Los
sujetos no usaban prótesis ni ortesis y no habían tenido lesiones en el miembro inferior en
los últimos dos años. Todos los sujetos realizaron las diferentes pruebas con calzado
polivalente del usado en deportes de cancha.
sensibilidad de 100 g), un antropómetro GPM
(con sensibilidad de 1 mm), una cinta
antropométrica Fat O Meter (con sensibilidad de
1 mm), un paquímetro GPM (con sensibilidad
de 1 mm), un plicómetro Holtain (con sensibilidad de 0,2 mm) y un tallímetro Seca (con sensibilidad de 1 mm). Se usaron los protocolos
recomendados por el grupo español de
cineantropometría (GREC)23.
Se obtuvieron las huellas plantares mediante
fotopodograma24 parametrizándolas con el método descrito por Hernández25.
Para la medición de las fuerzas de reacción se
utilizó una plataforma de fuerzas piezoeléctrica
Kistler (2812A1-3), colocada bajo el pavimento
sintético de un polideportivo. Se usó una frecuencia de muestreo de 500 Hz, salvo para la
prueba de amortiguación de caída, que fue de
1000 Hz.
Material y protocolos
Para medir la velocidad media en la marcha y la
carrera se usaron 2 barreras fotoeléctricas colocadas con una separación de 6 m. El rango de
velocidad para dar como válidos los ensayos
fue: en marcha desde 1,5 hasta 1,7 m/s y en
carrera desde 2,8 hasta 3,2 m/s.
Para describir las características cineantropométricas se usó una báscula de pie Seca (con
Todos los sujetos realizaron una sesión de
familiarización para practicar los tests. En to-
287
AMD
ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE
ABIÁN VICÉN J.,
et al.
das las sesiones se realizó un calentamiento
previo de 8 minutos.
Se realizaron cuatro pruebas con el siguiente
orden: marcha, carrera, amortiguación de caída
y cambio de dirección.
Marcha y carrera
Cambio de dirección
Los sujetos daban vueltas al circuito, cuyo esquema se puede ver en la Figura 1, de la forma
más natural posible.
Tanto para la marcha como para la carrera se
tuvieron en cuenta varios criterios de observación para determinar si el ensayo era metodológicamente correcto, como se muestra en la
Tabla 3.
Amortiguación de la caída
TABLA 3.Aspectos tenidos
en cuenta para
considerar un ensayo
metodológicamente
correcto en los tests
de marcha y carrera
Los sujetos debían realizar el circuito, cuyo
esquema se puede ver en la Figura 2, en el
menor tiempo posible. Salían desde detrás de
una barrera fotoeléctrica, corrían 3 m hasta
franquear una pica apoyando el pie derecho
en la plataforma de fuerzas. Tras el apoyo
cambiaban 120º la dirección de carrera y recorrían 3 m hasta cortar una segunda barrera
fotoeléctrica.
Variables
A los sujetos se les pedía que amortiguaran al
máximo la caída. Caían sobre la plataforma de
Acción para observar
fuerzas desde una altura de 0,75 m. Debían
colocarse con los pies en el borde de una
superficie elevada. Se les pedía que dieran un
paso hacia delante y que cayeran encima de la
plataforma, no pudiendo perder el equilibrio,
para una vez amortiguada la caída volver a
colocarse de pie.
Aceptación del ensayo
– Apoya todo el pie derecho dentro de la plataforma
– Modifica la amplitud en los últimos tres pasos
– Modifica la frecuencia en los tres últimos apoyos
– Frena o acelera durante el apoyo en la plataforma
– Marca el apoyo en la plataforma
– Ha continuado caminando a la misma velocidad
– Ha realizado algún movimiento extraño
– Ha sido natural el apoyo
Sí
No
No
No
No
Sí
No
Sí
Se tomaron las fuerzas de reacción verticales y
anteroposteriores en marcha y carrera, las verticales en la amortiguación de la caída y las de
los tres ejes en el cambio de dirección. Se
consideraron los picos de fuerza y el instante
en el que sucedía cada uno de estos acontecimientos, así como el tiempo en realizar la
prueba del cambio de dirección (Figuras 3 y
4).
En la marcha y la carrera se cogieron cinco
ensayos metodológicamente correctos, que se
normalizaron, para obtener patrones de movimiento. En el resto de pruebas se cogió el
mejor ensayo de tres realizados correctamente.
Estadística
Se usó el programa de Statistica for Windows
v. 5.1. Se hicieron pruebas de estadística descriptiva y de estadística inferencial. Se hallaron medias, desviaciones típicas, rangos y se
utilizó el test de la U de Mann-Whitney como
prueba de significación estadística. Se usó el
criterio estadístico de significación de
p<0,05.
FIGURA 2.Esquema
de la colocación
del material en el test
de cambio
de dirección
288
AMD
VOLUMEN XXII - N.º 108 - 2005
FUERZAS DE REACCIÓN DEL SUELO EN PIES CAVOS Y PLANOS
FIGURA 3.Fuerzas verticales
y anteroposteriores
en los tests de marcha
(izquierda) y carrera
(derecha)
FIGURA 4.Fuerzas en los tests
máximos: amortiguación
de la caída (izquierda)
y cambio de dirección
(derecha)
RESULTADOS
Primero se expone la estadística descriptiva de
cada una de las pruebas y posteriormente las
pruebas de significación estadística.
– Marcha y carrera: En la Tabla 4 se muestran
las fuerzas verticales y anteroposteriores registradas en pies cavos y planos, así como
el promedio de toda la muestra y la diferencia entre los dos grupos. Las diferencias
observadas entre ambos grupos han sido
inapreciables; las mayores se registran en el
pico de frenado y el valle en la carrera,
siendo los pies planos los que presentan
valores superiores (-0,21 BW y -0,20 BW
respectivamente).
– Cambio de dirección: En lo que se refiere a la
eficacia (realizar el circuito en el menor
tiempo posible), ambos grupos han mostrado unos valores muy similares con una
diferencia de tan solo 0,001 s. El tiempo de
apoyo ha sido algo superior en el grupo de
los pies planos (C = 0,300 ± 0,042 s y P =
0,374 ± 0,044 s) mientras que los picos de
fuerza, tanto verticales (C = 2,73 ± 0,76
BW y P = 2,47 ± 0,59 BW) como la resultante entre las fuerzas anteroposteriores y
mediolaterales (C = 1,63 ± 0,52 BW y P =
1,44 ± 0,56 BW), han sido superiores en el
grupo de los pies cavos (Tabla 5).
– Amortiguación de la Caída: La duración de
la amortiguación ha sido superior en el
289
AMD
ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE
ABIÁN VICÉN J.,
et al.
Fuerzas verticales
Velocidad
(m/s)
1
2
Cavos
Planos
TABLA 4.Resultados en los tests
de marcha (1)
y carrera (2) con los
dos grupos
estudiados; pies
cavos (C) y planos (P)
[media ± desviación
estándar (rango)]
TABLA 5.Resultados obtenidos
en el test de cambio
de dirección con los
dos grupos
estudiados; pies
cavos (C) y planos (P)
[media ± desviación
estándar (rango)
Duración
apoyo (s)
1
2
Valle
(BW)
1
Pico de
Pico de
Pico de
aceleración (BW) frenado (BW) aceleración (BW)
2
1
2
1
2
1
2
1,608 3,017 0,594 0,282 1,17
1,60 0,60 1,35
1,24
2,38 - 0,26 - 0,33 0,29 0,31
±0,022 ±0,059 ±0,031 ±0,026 ±0,05 ±0,32 ±0,03 ±0,24 ±0,07 ±0,23 ±0,03 ±0,06 ±0,03 ±0,04
(0,064) (0,167) (0,084) (0,084) (0,15) (0,93) (0,08) (0,63) (0,19) (0,62) (0,09) (0,16) (0,10) (0,11)
1,609
3,059
0,618
0,276
1.21
1,81
0,60
1,55
1,18
2,43
- 0,27
-0,33
0,30
0,28
±0,029 ±0,059 0,019 ±0,025 ±0,08 ±0,22 ±0,07 ±0,26 ±0,08 ±0,20 ±0,04 ±0,02 ±0,03 ±0,04
(0,080) (0,164) (0,065) (0,077) (0,25) (0,62) (0,21) (0,72) (0,22) (0,56) (0,09) (0,07) (0,10) (0,11)
Todos
1,609
3,040 0,607 0,279 1,19
1,72 0,60 1,46
1,21
2,41 - 0,27 - 0,33 0,29 0,30
±0,025 ±0,061 ±0,027 ±0,025 ±0,07 ±0,28 ±0,05 ±0,26 ±0,08 ±0,21 ±0,03 ±0,04 ±0,03 ±0,04
(0,080) (0,206) (0,086) (0,092) (0,29) (1,09) (0,21) (0,86) (0,27) (0,70) (0,09) (0,16) (0,10) (0,14)
DIF(C-P)-0,001 - 0,042 - 0,024
Cavos
Planos
Total
Diferencia
(C-P)
0,005
- 0,21
0,01
- 0,20
0,07
- 0,05
0,01
0,00
- 0,01
0,00
Duración circuito (s)
Tiempo apoyo (s)
Pico fuerza vertical (BW)
Pico fuerza resultante (BW)
0,300 ± 0,042 (0,136)
0,374 ± 0,044 (0,140)
0,339 ± 0,056 (0,212)
- 0,074
2,79 ± 0,76 (1,98)
2,47 ± 0,59 (1,69)
2,62 ± 0,67 (2,04)
0,33
1,63 ± 0,52 (1,40)
1,44 ± 0,56 (1,47)
1,53 ± 0,53 (1,47)
0,20
0,460 ± 0,136
(0,361)
Planos 0,570 ± 0,188
(0,629)
Todos
0,519 ± 0,170
(0,629)
Diferencia
- 0,110
(C-P)
Cavos
- 0,04
2,468 ± 0,122 (0,284)
2,467 ± 0,167 (0,528)
2,468 ± 0,142 (0,528)
0,001
Duración
1º Pico fuerza
amortiguación (s) vertical (BW)
TABLA 6.Resultados obtenidos
en el test
de amortiguación
de la caída con
los dos grupos
estudiados; pies
cavos (C)
y planos (P)
[media ± desviación
estándar (rango)]
Pico de
frenado (BW)
1
2
Fuerzas anteposteriores
5,78 ± 1,29
(4,29)
4,29 ± 0,81
(2,19)
4,99 ± 1,28
(5,08)
1,49
2º Pico fuerza
vertical (BW)
8,32 ± 1,76
(5,14)
7,63 ± 1,40
(4,55)
7,95 ± 1,56
(6,16)
0,69
grupo de pies planos, con una diferencia de
0,110 s, mientras que los picos de fuerza
han sido superiores en el grupo de los pies
cavos; en el primero con una diferencia de
1,49 BW y en el segundo con una diferencia
de 0,69 BW (Tabla 6).
– Diferencias significativas: Se han encontrado
diferencias significativas entre pies cavos y
planos en dos variables; la duración del
apoyo en el cambio de dirección (p<0,01)
siendo mayor el valor que presentan los
pies planos (C =0,300 ± 0,042 s y P =
0,374 ± 0,044 s) y en el primer pico de
fuerza de la amortiguación de la caída
290
AMD
(p<0,05), con valores superiores en los
pies cavos (C = 5,78 ± 1,29 BW y P = 4,29
± 0,84 BW).
DISCUSIÓN
Los valores obtenidos en los picos de frenado,
valle y aceleración en la marcha y la carrera han
sido similares a los que dan diferentes autores
estudiando pies normales; en la marcha se describen en torno a 1,10-1,56 BW el pico de frenado, 0,6-0,78 BW el valle y 1,00-1,35 BW el pico
de aceleración8-11,26,27. En la carrera los valores
oscilan desde 1,52 hasta 1,70 BW en el pico de
frenado, valores en torno a 1,28 BW en el valle y
desde 2,48 hasta 2,71 BW en el pico de aceleración12,14-16; resultados muy similares a los que
hemos obtenido en este estudio (Figura 3).
En los patrones de movimiento no han aparecido diferencias en los picos de fuerza entre pies
planos y cavos. Puede ser debido a adaptaciones que realiza el sujeto para amortiguar esos
picos, que a largo plazo se han relacionado con
dolor, molestias y lesiones. Grampp et al.28 comentan que puede haber adaptaciones indivi-
VOLUMEN XXII - N.º 108 - 2005
FUERZAS DE REACCIÓN DEL SUELO EN PIES CAVOS Y PLANOS
duales en la forma de andar para reducir las
presiones en determinadas partes del pie. Un
mecanismo parecido podría darse en las fuerzas de reacción al caminar y correr.
Los sujetos con pies con tendencia a recibir
fuerzas elevadas podrían modificar consciente
o inconscientemente, como mecanismo de protección, los patrones de marcha y carrera reduciendo el riesgo de lesión. Los sujetos estudiados no presentaban lesiones previas, por lo que
se podían haber dado estas adaptaciones.
Los valores en los picos de fuerza en los tests
máximos han sido superiores en los pies cavos
y, pese a que las diferencias no han sido significativas, pueden tener importancia ya que éstos
son movimientos que los sujetos estudiados no
están acostumbrados a realizar (los sujetos han
sido sedentarios) y por lo tanto no han desarrollado mecanismos de adaptación para disminuir esos picos de fuerza.
Los tiempos de duración del apoyo en todos los
tests máximos han sido superiores en los pies
planos, pero al igual que sucede en los picos de
fuerza las diferencias no han sido significativas.
Estos valores pueden ser debidos a que los sujetos con pies planos tienen una mayor superficie
que entra en contacto con el suelo.
Teniendo en cuenta las posibles adaptaciones
que realizarían sujetos que reciben fuerzas de
reacción elevadas en relación a su estructura de
pie, el riesgo de padecer lesiones se vería
incrementado en la iniciación deportiva, al realizar movimientos nuevos a los que no están
adaptados. Las diferencias significativas en este
estudio se encontraban justamente en los movimientos máximos, gestos a los que, por ser
nuevos, aún no se han adaptado los sujetos
estudiados, ya que han sido sedentarios.
Del grupo de los pies cavos, 6 de los sujetos
manifestaban padecer molestias o dolor en los
pies, sin embargo, ningún sujeto con pies planos manifestaba estos síntomas.
Sería interesante contemplar la posibilidad de
realizar este estudio con los sujetos llevando el
mismo tipo de calzado o descalzos, para poder
compararlos en unas mismas condiciones. También podríamos considerar el poder realizar este
estudio con plataformas de presiones, donde posiblemente sí se encontrarían diferencias entre
estos dos tipos de pies, ya que si consideramos
que las fuerzas son similares y la superficie de
contacto es menor en los pies cavos, consecuentemente, sus presiones serían mayores en determinadas partes del pie. Ésta, posiblemente, sea una
de las causas de los dolores que manifiestan los
sujetos con pies cavos.
CONCLUSIONES
– El grado de significación estadística no tiene por qué ser el límite que marque el mayor
o menor riesgo de futura lesión asociada a
las fuerzas de reacción. Pequeñas y no significativas diferencias podrían marcar un
incremento sustancial del riesgo. En este
sentido, cabe destacar los mayores valores
registrados en los pies cavos en los movimiento máximos, en los que existiría un
mayor riesgo para ellos.
– Las mínimas o nulas diferencias observadas en los patrones de movimiento podrían
explicarse por adaptaciones que realiza el
sujeto en el movimiento y, así, aun teniendo
pies cavos, logra valores en las fuerzas de
reacción similares a los pies planos y mientras esto suceda le protege de lesiones.
– Los sujetos con tipologías de pie extremas
tendrían un mayor riesgo de padecer lesiones en la iniciación deportiva, al enfrentarse
a nuevos movimientos a los que se deberán
adaptar para no mostrar elevados valores
en las fuerzas de reacción.
AGRADECIMIENTOS:
Este articulo ha sido realizado gracias a los
proyectos DIMOCLUS del Ministerio de Ciencias y Tecnología y PREDACOM de la
Consegería de Educación y Ciencia de la Junta
de Castilla-La Mancha.
291
AMD
ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE
ABIÁN VICÉN J.,
et al.
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VOLUMEN XXIII - N.º 113 - 2006
REVISIÓN
AVANCES DEL VENDAJE Volumen
FUNCIONAL
XXIII
DE TOBILLO EN EL
Número
DEPORTE
113
2006
Págs. 219-229
AVANCES DEL VENDAJE FUNCIONAL DE TOBILLO EN EL DEPORTE
ADVANCES OF ANKLE TAPING IN SPORT
USOS DEL VENDAJE FUNCIONAL
PREVENTIVO EN EL DEPORTE
Hoy en día es frecuente el uso en el deporte de
los vendajes funcionales preventivos y terapéuticos. Los primeros se utilizan para proteger las
estructuras músculo-tendinosas y cápsuloligamentosas de determinadas lesiones. Se
practican dos tipos básicos: con vendas elásticas y con inelásticas. Los terapéuticos se utilizan para la recuperación después de una lesión1-4. En este artículo se va a realizar una
revisión de los estudios con vendajes preventivos de tobillo en el deporte y se van a formular
unas hipótesis de futuros trabajos, en base a
unos ensayos biomecánicos con plataforma de
fuerzas y a lo que se ha encontrado en la bibliografía.
En los deportes colectivos, el uso de los vendajes es una práctica habitual y en ocasiones obligada3. En la élite deportiva, este hecho se ve
reforzado por convenios que algunos clubes
tienen con casas comerciales, para proteger las
inversiones que han realizado, minimizando el
riesgo de que un jugador quede lesionado a
mitad de temporada5. Así, Camacho6 relata que
en la NBA es algo muy frecuente. La utilización
de vendajes por los grandes jugadores ha hecho
que esta práctica se extienda hacia otros estratos
del deporte y jugadores de menor nivel, que
tratan de imitar a las grandes estrellas, popularizando el uso y, a veces, abuso de estos métodos preventivos.
En ocasiones, en vez de los vendajes funcionales preventivos, se usan otros métodos de sujeción, como son las ortesis. Éste es un método
más sencillo y menos costoso tanto a nivel
económico como de tiempo7,8. Aún así, debemos tener en cuenta como ventajas de los vendajes funcionales, que son personalizados y
que se crean para la ocasión y para una persona determinada, mientras que las ortesis son
impersonales, no tienen en cuenta las características individuales de los sujetos y, en ocasiones, poseen elementos rígidos que impiden su
utilización en competición.
Javier
Abián1
En la bibliografía encontramos numerosos artículos en los que se estudian diferentes tipos de
ortesis entre sí, o comparándolas con los vendajes (Tabla 1). Probablemente esta abundancia
de bibliografía se vea incentivada por intereses
económicos que tienen como objetivo demostrar las bondades de las ortesis.
1
La bibliografía científica sobre los vendajes
funcionales preventivos es mucho menos extensa. Dentro de ella hemos encontrado 4 temas
principales, en relación con la biomecánica,
que a continuación se exponen:
– El estudio del posible descenso del rendimiento, como por ejemplo, en la capacidad de
salto o en el tiempo en realizar un determinado circuito3,10,11,26,27,30,34-36,38,41,44,45 (Tabla 2).
Los estudios del salto con vendaje se centran en medir si se modifica la altura que
CORRESPONDENCIA:
Javier Abián Vicén. Laboratorio de Biomecánica, Facultad de Ciencias del Deporte,
Campus Tecnológico de la Fábrica de Armas,
Universidad de Castilla-La Mancha.
Avenida Carlos III S/N. 45071 Toledo
Aceptado: 30-05-2005 / Revisión nº 189
219
AMD
Luis M.
Alegre1
Jose M.
Fernández
Rodríguez2
Amador J.
Lara1
Marta
Meana3
Xavier
Aguado1
Facultad
de Ciencias
del Deporte
de Toledo
UCLM
2
Escuela
Universitaria
de Enfermería
y Fisioterapia
de Toledo
UCLM
3
Facultad
de Ciencias
de la Actividad
Física
y el Deporte
UCAM
ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE
ABIÁN J.,
et al.
Autor
Sujetos y sexo
Edad
nº Ortesis
Tipo de Ortesis
VFP
Alves et al
13M
14H
26.26±4.43
4
Stirrup, ALP, Swede-O, Kallassy
No
Bonnell y Goldie10
Burks et all11
Carroll et al12
Cordova et al13
Cordova et al14
24
30
6M
24H
8M
12H
24.8±4.4
25.4
23.3±3.4
23.6±1.7
2
2
1
2
2
Swede-O y OAPL
Kallassy y Swede-O
Swede-O
Aircast sport-stirrup y Active Ankle
Active Ankle training brace y McDavid 199
Sí
Sí
No
No
No
Gehlsen et al15
Greene y Hillman16
Greene y Roland17
10H
7M
15M
15H
23.5±3.7
18-21
18-35
3
1
1
Stirrup, Active Ankle y Swede-O
ALP (Ankle ligament protector)
ALP
Sí
Sí
No
Greene y Wight18
Gross et al19
12H
9M
2H
18-22
18-22
3
1
Stirrup, ALP y Swede-O
Stirrup
No
Sí
Gross et al20
8M
8H
M=26.1±5.1
H=26±1.6
2
Stirrup y Swede
Sí
Gross et al21
8M
8H
8M
8H
9M
14H
22.±7.2
27±2
24.6±5.1
20.1±1.6
18-36
1
1
2
ALP
Sí
ALP y Stirrup
No
2
ALP y Aircast sport-stirrup
No
Hals et al24
17M
8H
16.2±6
1
Aircast sport-stirrup
No
Hubbard y Kaminski25
8M
8H
21.6±1.7
2
Swede-O Ankle y Aircast Air-Stirrup
Sí
Kimura et al26
10M
8H
18-35
1
Stirrup
No
Lindley et al27
Locke et al28
11H
18M
8H
21.1±1.7
15.83±1.01
3
1
Stirrup. ALP y Active Ankle Trainer
Donjoy Rocketsoc
Sí
No
No
9
Gross et al22
Gross et al23
Lofvenberg y karrholm29
13
36
1
Ortesis creada por los investigadores:
Mackean et al30
11H
17-25
3
Aircast, Active ankle y Swede-O
Sí
Macpherson et al31
25H
16±0.99
2
Stirrup y Rocketsoc
No
Martin y Harter32
5M
5H
5M
9H
23.4±2.5
2
Swede-O y Aircast
Sí
21±2
3
Swede-O, Aircast y Active Ankle
Sí
Metcalfe et al34
10M
26.5±3.69
1
Swede-O-Universal
Sí
Paris35
18H
17.6±1.7
2
Swede-O y New cross McDavid
Sí
Paris y Sullivan36
36H
22.3±2.33
3
Swede-O y New cross, Stirrup,
subtalar stabilizer braze
Sí
Pienkowski et al37
12H
15-18
3
Stirrup, kallassy y Swede-O
No
Rieman et al38
5M
9H
5H
17-26
1
Aircast
Sí
20-65
8
McDavid A-101,Stirrup, Gelcast, Super-8,
Donjoy, FG-062, Eclipse Excel Ankle support
stabilizer y High top Ankle Support
Sí
16H
26H
4M
8H
30
19.14±1.34
18-28
24.2±3.8
1
1
1
SEirrup
Air-Stirrup Brace
Maleoloc
No
Sí
No
24.03±0.76
2
McDavie A101 y Perform 8 Steady
Step lateral ankle stabilizer
No
McCaw y Cerullo33
Shapiro et al39
TABLA 1.
Artículos revisados
donde se estudian
diferentes tipos de
ortesis de tobillo
(VFP = vendaje
funcional preventivo
de tobillo
M = mujeres
H = hombres)
Sitler et al40
Verbrugge41
Wiley y Nigg42
Yaggie y Kinzey43
220
AMD
VOLUMEN XXIII - N.º 113 - 2006
AVANCES DEL VENDAJE FUNCIONAL
DE TOBILLO EN EL DEPORTE
Autor
Sujetos
Sexo
Edad
Pruebas
% Descenso rendimiento
Sig.
24.8±4.4
Equilibrio sobre una
plataforma de fuerzas
Equilibrio:42.86
Tocar el suelo: 536.36
*
*
Salto vertical
10 yardas carrera lanzada
40 yardas sprint
Salto horizontal
4.00
1.60
3.50
0.00
*
*
*
ns
Bannell y Goldie
24
Burks et al 11
30
Mackean et al30
11
H
17-25
Salto vertical
Lanzamiento en salto
Correr tres distancias cortas
a máxima velocidad
1.59
9.09
2.86
*
ns
ns
Metcalfe et al34
10
M
26.5±3.69
Salto vertical
Test de agilidad SEMO
4.60
2.74
***
***
Paris35
18
H
17.6±1.7
Velocidad (50 yardas)
Nelson test de equilibrio
0.15
3.13
ns
ns
Test de agilidad SEMO
Salto vertical
1.57
2.38
ns
ns
Fuerza de inversión Promedio
Fuerza inversión pico
Fuerza eversión promedio
Fuerza eversión pico
6.94
7.69
1.56
4.00
ns
ns
*
*
10
Paris y Sullivan36
36
H
22.3±2.33
Rieman et al38
14
5M
9H
17-26
1º Pico (máx. amortiguación)
2º Pico (máx. amortiguación)
1º pico (rígida)
2º pico (rígida)
3.71
2.58
12.20
14.95
ns
ns
ns
ns
Verbrugge41
26
H
18-28
40 yardas sprint
Salto vertical
Carrera de agilidad
0.20
2.88
0.00
ns
ns
ns
alcanza el sujeto11,30,34,41,45. La mayoría de
estos estudios han descrito descenso de la
misma11,30,41. Es destacable que algunos autores que estudian ortesis no encuentren
esta pérdida de altura en el salto24,28,42,43.
– La medición de la restricción de movimiento
o ROM (range of movement = rango de
movimiento). La movilidad de tobillo puede ser medida de forma estática o de forma
dinámica dentro del movimiento seleccionado, obteniendo valores diferentes en ambas situaciones. Medir el ROM de forma
estática es relativamente sencillo con un
goniómetro. Sin embargo, hacerlo de forma
dinámica durante la práctica deportiva es
complejo, puede interferir en la propia
práctica y son necesarios instrumentos más
sofisticados, como es el caso de cámaras de
alta
velocidad
o
electrogoniómetros15,25,27,39,46-49.
– La fatiga del vendaje o pérdida de las propiedades mecánicas a lo largo de la competición o entrenamiento es otro aspecto estudiado16,19-21,32,34,44,45,50. Éste es uno de los ejes
centrales de la tesis de Meana3. La mayoría
de los autores coinciden en que el vendaje se
fatiga como cualquier otro material y que
con el tiempo pierde parte de las propiedades para las que ha sido confeccionado16,34,44, por lo que sería conveniente cambiar o reforzar el vendaje cada cierto tiempo.
En el mayor desgaste del vendaje funcional
preventivo influyen algunas características
individuales como es el caso del tipo de pie
o la altura. Los sujetos altos de pies cavos
los desgastan en mayor medida que los bajos de pies planos 3 por lo que deberían
reconstruirlo con mayor frecuencia.
– Finalmente, hay un cierto número de revisiones bibliográficas y de trabajos en los que se
221
AMD
TABLA 2.
Estudios sobre los
posibles descensos
del rendimiento con
la utilización del
vendaje funcional
de tobillo
M= mujeres, H=
hombres, SIG=
significación
estadística, ns= no
significativa; *=
p<0.05;***=p<0.001
ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE
ABIÁN J.,
et al.
aportan hipótesis variadas5,51-57 que no obedecen a resultados de trabajos científicos
sino a ideas que surgen de la práctica de
profesionales. Así, por ejemplo, Hume y
Gerrard51 nos dicen que el vendaje funcional preventivo nos da la posibilidad de reducir el riesgo de lesión pero que después
de 20 minutos de ejercicio necesitaría ser
reforzado para que no perdiera su eficacia.
En este artículo no vamos a analizar los trabajos que estudian si el vendaje cumple la función
para la que había sido colocado, ni los que
estudian la fatiga del vendaje, sino aquellos que
abordan la posibilidad de disminución del rendimiento y aparición de nuevas lesiones.
POSIBLES DESVENTAJAS
Los beneficios de la correcta utilización de los
vendajes están más que demostrados. Sin embargo cuando el uso no es el indicado, pueden
darse una serie de "efectos secundarios" que vamos a describir en este apartado.
Neiger2 dice que hay que desconfiar de la colocación sistemática y repetitiva de los vendajes,
debido a la dependencia que pueden provocar
en el sujeto y llevarle a que esté expuesto a una
lesión en el momento en que no esté protegido.
Por este motivo, hay diversos autores que sugieren que en la rehabilitación de lesiones sería
adecuado combinar la utilización del vendaje
con sesiones específicas de propiocepción, que
ayuden al sujeto a conseguir un control activo
articular y neuromuscular, para que el periodo
de uso del vendaje sea limitado2,51,58.
Después de la utilización del vendaje funcional
preventivo la zona donde ha sido colocado
podría quedar expuesta a un mayor riesgo de
lesión. En los estudios en que se mide el ROM
una vez retirado el vendaje, se encuentran valores superiores con respecto a cuando no se
utiliza. Esto conlleva que las estructuras de esa
zona se han "acostumbrado" a la ayuda del
vendaje y una vez retirado les cuesta más volver
a realizar su función2. Algunos autores achacan
222
AMD
la mayor laxitud de la zona donde se encuentra
el vendaje a un aumento de la temperatura y
por lo tanto un aumento también en la
extensibilidad de las estructuras que se encontraban bajo el vendaje44. Estos autores registran
incrementos en la temperatura de hasta 2.6 ºC
superiores en el grupo con vendaje funcional
preventivo con respecto a un grupo control
después de realizar ejercicios variados que incluían saltos.
Otro factor a tener en cuenta es la piel que se
encuentra en contacto íntimo con el vendaje. En
ella se pueden dar efectos como la hipersensibilidad (reacciones a determinados componentes
del vendaje), las irritaciones mecánicas causadas por fuerzas de tracción altas y las irritaciones químicas, producidas por las sustancias
que contiene la masa adhesiva4.
Cuando se realiza un vendaje, se deben considerar algunos factores que a veces no se tienen
en cuenta, como son; la capa protectora de la
piel (que se encuentra formada por ácidos
grasos, escamas y pelos) y la actividad que se va
a realizar. Jurgen y Asmussen4 dicen que el
sudor puede influir de forma significativa sobre
el efecto del vendaje y su utilidad. El vendaje
puede levantarse y perder su eficacia, incluso
limitar algún movimiento diferente al que se
pretendía sobrecargando otras estructuras pudiendo provocar una lesión. El vendaje funcional preventivo, al limitar el ROM puede llevar a
la necesidad de compensar con la utilización de
otras estructuras que a largo plazo provoque
dolor o actitudes viciosas.
FUERZAS DE REACCIÓN
En este apartado se va a discutir, mediante las
modificaciones en las fuerzas de reacción del
suelo que provocaría el vendaje, la posible disminución en la eficacia y riesgo de lesión. Se
han analizado patrones de movimiento (marcha y carrera) y movimientos máximos (salto,
amortiguación de caída y cambio de dirección).
Para ello se han hecho unos estudios piloto en
los que se ha aplicado un vendaje funcional
VOLUMEN XXIII - N.º 113 - 2006
AVANCES DEL VENDAJE FUNCIONAL
DE TOBILLO EN EL DEPORTE
Fuerzas de reacción en la marcha
Fuerza (BW)
preventivo inelástico en el tobillo con
prevendaje, que limitaba los movimientos de
supinación y extensión. Estos estudios nos permiten postular una serie de hipótesis de futuras
investigaciones y mostrar los gráficos de este
apartado. Los ensayos mostrados en este apartado han sido realizados sobre una plataforma
de fuerzas piezoeléctrica Kistler 9281 CA
(Kistler, Suiza), colocada bajo el pavimento sintético de un polideportivo.
1.5
1.3
1.1
0.9
0.7
0.5
0.3
0.1
-0.1
-0.3
-0.5
0
Marcha
Las fuerzas de reacción en marcha han sido
abundantemente estudiadas pero no se ha encontrado ningún estudio sobre sus modificaciones con vendaje funcional preventivo de tobillo.
Carrera
Igual que en la marcha, esperamos encontrar
un incremento en los picos de fuerza verticales
durante el apoyo, propiciados por un menor
control de los músculos y menor propiocepción
en esa zona. En las fuerzas anteroposteriores,
al igual que en la marcha, se vería un incremento del pico de frenado y un descenso en el pico
de aceleración, lo que podría causar un descenso de eficacia en el movimiento (Figura 2). Los
ensayos para obtener la figura han sido realizados a una velocidad de 3 m/s y se ha normaliza-
20
30
40
50 60 70 80
% Duración apoyo
90 100
Fuerza anteroposterior
con vendaje
Fuerzas de reacción en la carrera
2.5
2
Fuerza (BW)
En las fuerzas de reacción verticales en la marcha, cabría esperar un incremento en los valores
de los picos de fuerza, así como un descenso
del valor del valle, debidos a un menor control
propioceptivo de los músculos que atraviesan el
tobillo vendado. En las fuerzas anteroposteriores se daría un incremento del pico de
frenado, por el menor control de esa articulación y un descenso del pico de aceleración
debido al menor rango de la extensión de tobillo en la impulsión. Los ensayos que hemos
realizado para mostrar la figura se llevaron a
cabo a una velocidad de 1.6 m/s y se normalizó
el eje de abscisas en porcentajes respecto a la
duración del apoyo (Figura 1). La frecuencia de
muestreo fue de 500 Hz.
10
Fuerza vertical sin vendaje
Fuerza vertical con vendaje
Fuerza anteroposterior
sin vendaje
FIGURA 1.
Hipótesis de las
posibles variaciones
en las fuerzas de
reacción verticales
(negro) y
anteroposteriores
(gris) en la marcha
debidas al uso de
un vendaje
funcional preventivo
de tobillo que limite
la supinación y
extensión. Ensayos
realizados a una
velocidad de 1.6 m/
s. (BW = veces el
peso corporal)
1.5
1
0.5
0
-0.5
0
10
20
30
40
50
60
70
80
90 100
% Duración apoyo
Fuerza vertical sin vendaje
Fuerza vertical con vendaje
Fuerza anteroposterior sin vendaje
Fuerza anteroposterior con vendaje
do el eje de abscisas en porcentajes respecto a la
duración del apoyo. La frecuencia de muestreo
utilizada fue de 500 Hz.
Al igual que sucede en la marcha, las fuerzas de
reacción en carrera han sido abundantemente
estudiadas pero no se ha encontrado ningún
estudio sobre las modificaciones que provocaría en ellas el vendaje funcional preventivo de
tobillo. El valor del pico de frenado de las
fuerzas de reacción verticales ha sido frecuentemente vinculado al riesgo de lesiones de fatiga
en deportes de resistencia. En este sentido el
vendaje podría incrementar ese riesgo.
223
AMD
FIGURA 2.
Hipótesis de las
posibles variaciones
en las fuerzas de
reacción verticales
(negro) y
anteroposteriores
(gris) en la carrera,
debidas al uso de
un vendaje
funcional preventivo
de tobillo que limite
la supinación y
extensión. Ensayos
realizados a una
velocidad de 3 m/s.
(BW = veces el peso
corporal)
ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE
ABIÁN J.,
et al.
nor altura) propiciados por la limitación que
tenemos en el rango de movimiento del tobillo
(Figura 3). Los ensayos para obtener la figura
han sido realizados en un CMJ con una frecuencia de muestreo de 500 Hz.
Fuerzas de reacción en el salto
FIGURA 3.
Hipótesis de las
posibles variaciones
en las fuerzas de
reacción verticales
(negro) en un salto
con
contramovimiento
debidas al uso de
un vendaje
funcional preventivo
de tobillo que limite
la supinación y
extensión. (BW =
veces el peso
corporal)
Fuerza Vertical (BW)
3
2.5
2
1.5
1
0.5
0
0
10
20
30
Sin vendaje
40
50 60 70 80 90 100
% Duración de la batida
Con vendaje
9
8
7
6
5
4
3
2
1
0
Amortiguación de caída
35
5
15
20
25
30
10
Sin vendaje
% Duración de la amortiguación
Con vendaje
Fuerzas de reacción en el cambio de dirección
Fuerza Resultante (BW)
FIGURA 5.
Hipótesis de las
posibles variaciones
en la resultante, de
las fuerzas de
reacción
anteroposteriores y
mediolaterales, en
un cambio de
dirección a máxima
velocidad debidas
al uso de un
vendaje funcional
preventivo de tobillo
que limite la
supinación y
extensión. (BW =
veces el peso
corporal)
Fuerza Vertical (BW)
Fuerzas de reacción en la amortiguación de la caída
FIGURA 4.
Hipótesis de las
posibles variaciones
en las fuerzas de
reacción en la
amortiguación de
una caída debidas
al uso de un
vendaje funcional
preventivo de tobillo
que limite la
supinación y
extensión. Ensayos
realizados cayendo
desde una mesa a
0.75 m de altura.
(BW = veces el peso
corporal)
2.5
2
1.5
1
0.5
0
0
Sin embargo, en este apartado nos surgen algunas dudas de cómo se comportará el tobillo
cuando el vendaje sea elástico, ya que este tipo
de vendaje podría llegar a ayudar a saltar más
debido a la restitución del vendaje en la fase
concéntrica del salto. Hay diversos autores que
estudian la influencia del vendaje en el rendimiento del salto vertical11,30,34,41,45, pero ninguno
de ellos analiza las fuerzas de reacción del
suelo en la batida del salto. Como se ha comentado la mayoría de autores describen descenso
en la altura del salto con vendaje.
20
40
60
80
Sin vendaje % Duración del apoyo
Con vendaje
100
Salto con contramovimiento
En la batida de un salto con contramovimiento
(CMJ) pensamos que se pueden dar descensos
en el pico de máxima fuerza y en el impulso de
aceleración (con lo que el salto alcanzaría me-
224
AMD
En la amortiguación de una caída, el vendaje
podría incrementar el segundo pico de fuerza
debido a un menor control de la musculatura
extensora de tobillo, limitando la tensión ejercida por el músculo para que ese impacto no sea
tan brusco (Figura 4). Por otro lado el vendaje
también podría provocar que ambos picos de
fuerza (1º y 2º) sucedieran antes en el tiempo38 y
una menor duración en la amortiguación. Estas
posibles modificaciones perjudicarían la amortiguación y podrían favorecer el riesgo de lesiones.
Los ensayos para obtener la figura han sido
realizados dejando caer al sujeto desde una
altura de 0.75 m con la metodología descrita
por Abián et al59. La frecuencia de muestreo
utilizada fue de 1000 Hz.
Barceló45, analizando la amortiguación después de realizar un CMJ, encontró valores
significativamente superiores en el segundo
pico de fuerza debido a la utilización de dos
tipos diferentes de vendajes funcionales preventivos de tobillo. En el estudio de Barceló los
valores del primer pico de fuerza fueron inferiores en las situaciones con vendaje, pero pensamos que al incrementar la altura de caída los
VOLUMEN XXIII - N.º 113 - 2006
AVANCES DEL VENDAJE FUNCIONAL
DE TOBILLO EN EL DEPORTE
valores del primer pico de fuerza pudieran ser
también superiores.
Cambio de dirección
En un cambio de dirección brusco durante la
carrera esperamos encontrar unos valores superiores en el pico de frenado de la fuerza resultante por la limitación del vendaje. En el pico de
aceleración esperamos encontrar valores inferiores, por una menor impulsión debida a la
restricción del rango de movimiento del tobillo
(Figura 5). También se daría con el vendaje una
mayor duración en el apoyo del pie en el suelo
debido a que se realizaría el movimiento con
menor explosividad que sin vendaje. Las fuerzas de reacción en el cambio de dirección fueron estudiadas por Meana3, que no encontró
diferencias significativas en los valores de los
picos de fuerza con la utilización del vendaje
funcional preventivo de tobillo. Pensamos que
forzando algo más el movimiento se podrían
encontrar diferencias.
Para obtener la figura se hizo en un cambio de
dirección de 120º utilizando la metodología
descrita por Abián et al60. La frecuencia de
muestreo utilizada fue de 500 Hz.
La incidencia del vendaje en los cambios de
dirección ha sido estudiada por varios autores3,20,21,34,35,41,45,61. Excepto Meana3,61 ninguno ha
estudiado las fuerzas de reacción del suelo.
PERSPECTIVAS DE FUTURO
La biomecánica de diferentes movimientos con
articulaciones sometidas a vendajes funcionales
preventivos de tobillo se ha venido estudiando
desde hace años. Predominan estudios estáticos de las restricciones en la amplitud articular.
No obstante, hay muy pocos estudios que analicen el comportamiento del vendaje realizando
movimientos de situaciones deportivas concretas y, de éstos, casi ninguno analiza las fuerzas
de reacción del suelo. Las fuerzas de reacción
nos van a dar valores de lo que sucede mientras
estamos realizando la acción deportiva y nos
van a acercar a la situación real en la que sucede
el movimiento, ya que no interfieren en el sujeto
ni en el juego. Mediante las fuerzas de reacción
vamos a poder comprobar si existen o no modificaciones en la eficacia de las técnicas deportivas y por otro lado podremos evaluar si aumenta el riesgo de nuevas lesiones.
Por último sería interesante el estudio en situaciones deportivas concretas de diferentes tipos
de vendaje funcional preventivo de tobillo,
como por ejemplo, elástico e inelástico y la
comparación de éstos con ortesis y prótesis.
AGRADECIMIENTOS
Agradecemos a Joma y a Maria Laguna Nieto su
colaboración en la realización de este trabajo.
RESUMEN
El objetivo de este artículo ha sido realizar una
revisión de los estudios con vendajes funcionales preventivos de tobillo en el deporte y formular unas hipótesis de futuros trabajos en base a
unos ensayos biomecánicos con plataforma de
fuerzas.
En relación a la biomecánica de los vendajes
funcionales preventivos de tobillo en la bibliografía encontramos cuatro temas principales: el
estudio del posible descenso del rendimiento,
la medición de la restricción de movimiento, la
fatiga del vendaje y finalmente las revisiones
bibliográficas y trabajos que aportan hipótesis
para posibles investigaciones. Podemos concluir que predominan estudios estáticos de las
restricciones del vendaje en la amplitud articular y sin embargo hay muy pocos estudios que
analicen el comportamiento del vendaje realizando movimientos de situaciones deportivas
concretas.
Pese a que los beneficios de la utilización de los
vendajes están demostrados, cuando su uso no
es el adecuado pueden darse una serie de efectos no deseados. A menudo, la dependencia
225
AMD
ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE
ABIÁN J.,
et al.
que pueden provocar en el sujeto, le llevará a
que esté expuesto a una lesión en el momento
en que no esté protegido.
El artículo acaba analizando movimientos básicos, presentes en muchos deportes: marcha, carrera, salto, cambio de dirección y amortiguación
de caída. En estos movimientos se presentan
resultados de la bibliografía y de estudios piloto
propios, en los que se analiza la cinética del
contacto en el suelo con y sin vendaje funcional
preventivo de tobillo, de cara a proponer nuevas
vías de investigación, que aborden no sólo la
eficacia del vendaje sino también la posible disminución en la eficacia de gestos deportivos y el
riesgo añadido de nuevas lesiones.
Palabras clave: Biomecánica. Cinética. Deporte. Tobillo. Prevención de lesiones. Vendaje funcional. Fuerzas de reacción.
SUMMARY
The purposes of this paper were to review the
research on prophylactic ankle taping in sport,
and to formulate hypotheses for future
researches, on the basis of biomechanical trials
on a force platform.
There are four main topics on prophylactic
ankle taping in the literature: the study of a
possible performance decrease, the measur-
B
I
B
L
I
O
1. Bové T. El vendaje funcional. Barcelona. Doyma, 1989.
2. Neiger H. Los vendajes funcionales, aplicaciones en traumatología del deporte y en reeducación. Barcelona. Masson,
1990.
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de tobillo en deportes de colaboración-oposición, Tesis doctoral. Universidad de Castilla la Mancha. Toledo, 2002.
226
AMD
ement of the limitation in the range of motion
(ROM), the fatigue of the ankle taping, and
finally, the reviews and researches that
contribute with hypotheses for further works.
Most studies have been carried out in static
conditions to test the limitations in the ROM;
however, there are few studies where the ankle
taping response during sports tasks or specific
movements had been analysed.
Although the benefits of the use of ankle taping
are well established, when it is misused,
undesirable effects could appear. The subjects'
dependence to these orthoses could lead to an
injury, when they do not wear ankle taping
during the sports activity.
Finally, the review analyses basic sports
movements: gait, running, changes of direction
and landings. Data of these actions are presented,
from the literature and pilot studies performed in
our laboratory, where ground reaction forces with
and without prophylactic ankle taping have been
analysed. Further investigations should focus
more in deep not only on the ankle taping
effectiveness but on the decreases in the
effectiveness of sports movements, and the increase
in the risk of injuries.
Key words: Biomechanics. Kinetics. Sport.
Ankle. Injury prevention. Tape. Ground
reaction forces.
G
R
A
F
I
A
4. Jurgen H, Asmussen PD. Técnicas de vendaje. Santa fé de
Bogotá. Iatros, 1988.
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VOLUMEN XXIII - N.º 113 - 2006
AVANCES DEL VENDAJE FUNCIONAL
DE TOBILLO EN EL DEPORTE
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VOLUMEN XXIII - N.º 113 - 2006
AVANCES DEL VENDAJE FUNCIONAL
DE TOBILLO EN EL DEPORTE
da después de ejercicios intensos. Actas de las I Jornadas Internacionales de Medicina del Deporte. Jornada
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Educación Física y el Deporte. Arch Med Dep
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229
AMD
VOLUMEN XXIII - N.º 116 - 2006
ORIGINAL
DIFERENCIAS DE SEXO DURANTE LA AMORTIGUACIÓN
Volumen XXIII
DE CAÍDAS EN TESTSNúmero
DE SALTO
116
2006
Págs. 441-449
DIFERENCIAS DE SEXO DURANTE LA AMORTIGUACIÓN DE CAÍDAS
EN TESTS DE SALTO
GENDER DIFFERENCES DURING LANDINGS AFTER JUMPING
R E S U M E N
S U M M A R Y
Objetivo: Analizar, en una población de aspirantes al ingreso
en una Facultad de Ciencias del Deporte, la cinética de la
batida, vuelo y amortiguación de sus saltos y estudiar las
diferencias entre los subgrupos de hombres y mujeres.
Metodología: Se analizaron los saltos de 180 sujetos, 132
eran hombres (edad = 19,8±3,0 años) y 48 mujeres (edad =
19,6±3,3 años). Se utilizó una plataforma de fuerzas Quattro
Jump de Kistler. Se analizaron las fuerzas de reacción
verticales y la posición del centro de gravedad en un salto con
contramovimiento.
Resultados: Los hombres lograron mayores alturas del
centro de gravedad en el vuelo (hombres = 35,77±4,55 cm,
mujeres = 26,08±3,33 cm; p < 0,001) y mayores segundos
picos de fuerza en la amortiguación (F2) (hombres =
7,41±2,20 BW, mujeres = 5,72±1,82 BW; p < 0,001) (BW
= veces el peso corporal). Las mujeres mostraron un mayor
recorrido del centro de gravedad durante la amortiguación
(hombres = 10,21±2,26%, mujeres = 10,84±2,21%; p <
0,05). Los valores obtenidos en F2 en el conjunto de la
población estudiada han sido superiores a los registrados por
otros autores en alturas de caídas mayores, en las que el
objetivo era lograr la máxima amortiguación.
Conclusiones: Los resultados de este estudio justifican la
necesidad de intervenciones profilácticas para enseñar a
amortiguar correctamente las caídas de saltos. El mayor valor
obtenido en F2 por los hombres podría ser debido a que
caían desde mayor altura que las mujeres y al mayor
recorrido del centro de gravedad registrado por las mujeres
que les protegía de valores altos en F2.
Purpose: To analyse, in a population of applicants to a
Faculty of Sports Sciences, the kinetics of the push off, flight
and landing phases in a jump test, and to study the
differences between men and women.
Methodology: The jumps of 180 applicants to a faculty of
Sports Sciences (132 men, mean age: 19.8±3.0 years, and
48 women, mean age: 19.6±3.3 years) were recorded with a
Quattro Jump Kistler force plate. Vertical ground reaction
forces and the position of the centre of gravity in a counter
movement jump were analysed.
Results: The men's group reached higher heights of the
centre of gravity during the flight phase (men = 35.77±4.55
cm, women = 26.08±3.33 cm; p < 0.001) and greater
vertical forces in the second peak of the landing phase (F2)
(men = 7.41±2.20 BW, women = 5.72±1.82 BW; p <
0,001) (BW = body weight). Women showed greater vertical
displacement of the centre of gravity during the landing
phase (men = 10.21±2.26% of subject's height, women =
10.84±2.21%; p < 0.05). The values of F2 in the
population studied have been greater than those found in
other studies performed with higher landing heights, but with
the aim of maximal softening.
Conclusions: The results of the present study support the
necessity of prophylactic interventions to teach proper
landing techniques among specific populations. The greater
values of F2 in the men’s group could have be caused by the
higher landing heights and the shorter vertical displacement
of the centre of gravity during the landing phase, compared
to the women's group.
Palabras clave: Biomecánica. Cinética. Fuerzas de reacción.
Salto con contramovimiento. Amortiguación de caídas.
Prevención de lesiones. Diferencias de sexo.
Key words: Biomechanics. Kinetics. Ground reaction forces.
Counter movement jump. Landings. Injury prevention.
Gender differences.
CORRESPONDENCIA:
Javier Abián Vicén
Laboratorio de Biomecánica. Facultad de Ciencias del Deporte. Universidad de Castilla-La Mancha.
Avenida Carlos III s/n. 45071 Toledo
Aceptado: 04-05-2006 / Original nº 519
441
AMD
Javier
Abián
Luis M.
Alegre
Amador J.
Lara
Xavier
Aguado
Facultad de
Ciencias del
Deporte
Universidad
de CastillaLa Mancha
Toledo
ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE
ABIÁN J.,
et al.
FIGURA 1.
Instantes en los que se
producen los picos
representativos de las
fuerzas de reacción
vertical en la amortiguación de una
caída.
Las fotografías se han
obtenido con una
cámara de vídeo de
alta velocidad
MotionScope M1,
a 1000 Hz.
(F1 = primer pico de
fuerza; F2 =
segundo pico de
fuerza; F3 = tercer
pico de fuerza; BW =
veces el peso
corporal; t = tiempo
transcurrido desde el
inicio del contacto)
Fuerzas de reacción en la amortiguación de la caída
Fuerza vertical (BW)
FIGURA 2.
Gráfica representativa
de los 3 picos
de fuerza de reacción
vertical en la
amortiguación
de una caída.
La gráfica se ha
obtenido con una
plataforma
de fuerzas
piezoeléctrica Kistler
9281 C, a 1000 Hz.
(F1 = primer pico de
fuerza; F2 =
segundo pico de
fuerza; F3 = tercer
pico de fuerza)
Figura modificada de
Abián et al10 .
8
F2
6
F1
F3
4
2
0
0
35
70
105
140
Tiempo (ms)
175
210
245
INTRODUCCIÓN
Los tests de salto son usados en diferentes situaciones para medir la fuerza explosiva de las
extremidades inferiores. Entre ellas, en pruebas
de aptitud física selectivas en determinados
puestos de trabajo (policía, bomberos,…), en
pruebas de ingreso a la mayoría de Facultades
de Ciencias del Deporte en España y en tests
que realizan profesores de Educación Física y
entrenadores.
El sujeto y el entrenador, profesor de Educación
Física o investigador, centran su atención en la
batida y la altura alcanzada en el vuelo, descuidando casi siempre la observación de una correcta amortiguación en la caída. En situaciones reales de competición, algunos autores sitúan el aterrizaje de saltos como la principal
causa de lesión en determinados deportes1-8. Por
ejemplo Gray, et al.9 destacan que entre el 58% y
el 63% de las lesiones en baloncesto y voleibol
se producen durante los aterrizajes de saltos.
442
AMD
Si medimos las fuerzas de reacción verticales
del suelo en la caída de un salto encontramos
un patrón cinético consistente en tres picos de
fuerza característicos (Figuras 1 y 2)10-12. El primero (F1) se ajusta temporalmente al impacto
de las cabezas de los metatarsos y sucede en
torno a los 10 ms de haber iniciado el contacto
del pie con el suelo. El segundo (F2) se ajusta
temporalmente al impacto del talón y sucede en
torno a los 40 ms. Este pico es el mayor de los 3
y puede llegar a superar 10 BW (veces el peso
corporal). El tercero, que guarda relación con el
ángulo máximo de flexión de los tobillos e
inicio del levantamiento de los talones del suelo
y sucede alrededor de los 150 ms, es el menor de
los 3.
En la bibliografía se apoya la idea de que la
forma en que el sujeto absorbe la energía durante la amortiguación de un salto va a condicionar que ésta sea más o menos peligrosa13-20. Este
hecho es importante, porque resalta la capacidad que tiene el ser humano de protegerse activamente (mediante una técnica adecuada) del
riesgo implícito de lesión en las caídas. Así,
algunos autores incluso llegan a realizar intervenciones en el marco escolar para evaluar hasta qué punto se puede disminuir el riesgo de
lesión después de un aprendizaje técnico21-23.
Por otro lado, abundantes trabajos de esta última década han estudiado el riesgo de lesión
según el sexo en la amortiguación de caídas.
Así, diferentes autores describen un mayor riesgo de lesión de ligamento cruzado anterior en las
mujeres (Tabla 1). Estos estudios se han centrado en medir cinemática, cinética y activación
VOLUMEN XXIII - N.º 116 - 2006
DIFERENCIAS DE SEXO DURANTE LA AMORTIGUACIÓN
DE CAÍDAS EN TESTS DE SALTO
Autor
Número
de sujetos
Edad
(años)
Características
Altura de
caída
Tipo de
medición
Diferencias
Mayor
riesgo
Hewett, et al24
11 M y 9H
M=15.0±0.6
H= 15.0±0.3
Jugadores de
voleibol
Previo salto
máximo
Cinética
***
Hombres
Cowling
y Steele25
11 M y 7 H
22.6±2.5
Físicamente
activos
Previo salto
máximo
Cinemática
Cinética
Electromiografía
ns
ns
*
Mujeres
Previo
salto
máximo
Cinética
Cinemática
***
***
Mujeres
Chappell, et al26 10 M y 16 H
M=21.0±1.7 Atletas recreacionales
H=23.4±1.1
practicaban A.F.
3 días a la semana
Fagenbaum y
Darling27
8 M y 10 H
----
Jugadores de baloncesto
universitarios
25.4 y
50.8 cm
Electromiografía
Cinemática
ns
*
Hombres
Ford, et al28
47 M y 34 H
M= 16.0±0.2
H= 16.0±0.2
Jugadores
de baloncesto
Drop Jump
(31 cm)
Cinemática
Cinética
***
ns
Mujeres
M= 21.7±2.1 Atletas recreacionales Previo salto
H= 23.7±0.8
practicaban A.F.
máximo
3 días a la semana
Cinemática
**
Mujeres
Cinemática
Cinética
*
*
Mujeres
Cinética
ns
No
diferencias
Cinemática
***
Mujeres
Electromiogarfía
*
Mujeres
Chappell, et al29 10 M y 10 H
Kernozek, et al3015 M y 15 H M= 23.6±1.76 Atletas recreacionales
H= 24.5±2.26
universitarios
Swartz, et al31
4 grupos
15G, 15B,
14M y 14H
G= 9.2±1.0
B= 9.41±0.9
M= 24.2±2.2
H= 23.5±3.2
Yu, et al32
30 M y 30 H
11 a 16
Zazulak, et al8
13 M y 9 H
–
Físicamente
activos
60 cm
Previo salto al
50% de la altura
alcanzada en un
salto máximo
Practicaban fútbol
Previo salto
2 o 3 veces por semana máximo
Jugadores de fútbol
de 1ª división y atletas
universitarios
30.5 y
45.8 cm
H= hombres; M= mujeres; G= niñas; B= niños; A.F.= actividad física; * = p< 0.05; ** = p< 0.01; *** = p< 0.001; ns= no significativas
muscular. Hewett, et al.35, atribuyen el mayor
riesgo de las mujeres a la mayor extensión de
las rodillas al inicio de la amortiguación, lo
que podría verse reflejado en una posición más
elevada del centro de gravedad en ese instante.
El objetivo de este estudio ha sido analizar las
fuerzas de reacción verticales y la posición del
centro de gravedad durante la amortiguación
de tests de salto, realizados en las pruebas de
acceso a una Facultad de Ciencias del Deporte,
para determinar si guardan relación con la
potencia de la batida y altura del salto y, por
otro lado, ver si se diferencian los subgrupos
de hombres y mujeres de la población estudiada.
METODOLOGÍA
Instrumentos
Para medir las variables de los saltos se usó una
plataforma de fuerzas piezoeléctrica portable
Quattro Jump (Kistler, Suiza), conectada a un
ordenador en el que se recogían los registros de
fuerzas, con una frecuencia de muestreo de 500
Hz.
Sujetos
Tomaron parte en el estudio 180 aspirantes a
ingresar en una Facultad de Ciencias del Deporte de España, en el curso 2005-2006; 132 de
443
AMD
TABLA 1.
Estudios que
analizan las
diferencias de sexo
en las
amortiguaciones
de caídas
ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE
ABIÁN J.,
et al.
ellos eran hombres (edad = 19,8±3,0 años,
masa = 70,4±8,3 kg, estatura = 176,3±5,5 cm)
y 48 mujeres (edad = 19,6±3,3 años, masa =
55,9±6,7 kg, estatura = 163,6±6,3 cm). Todos
los sujetos fueron informados de la realización
del estudio, pudiéndose negar a participar en el
mismo.
N) hasta que se cruzaba por primera vez el valor
del peso en la gráfica de fuerza-tiempo (TBW).
Durante la amortiguación también se estudió, en
el instante de tocar el suelo, cuánto más bajo se
encontraba el centro de gravedad respecto del
instante del despegue (Hl) y el descenso del
centro de gravedad desde el inicio de la amortiguación hasta el punto más bajo (Lr). Los
valores de Hl y Lr se utilizaron normalizados
con la estatura del sujeto.
Protocolos
A todos los sujetos se les dejó un tiempo mínimo de 10 minutos para que realizaran el calentamiento. Los sujetos fueron tallados y pesados, y a continuación realizaron el test de salto
con contramovimiento (CMJ), sobre la plataforma de fuerzas. Las manos debían permanecer en la cintura durante todo el salto (batida,
vuelo y amortiguación). Se dejó libre el ángulo
de flexión de rodillas en el contramovimiento.
Cada sujeto disponía de dos intentos para superar unos mínimos de altura establecidos (29
cm en hombres y 21 cm en mujeres). Si no
conseguían el mínimo en el primer intento realizaban, tras un minuto, un segundo salto. Se
analizó el mejor de los intentos.
Análisis estadístico
Se usó el software estadístico Statistica for
Windows v. 5.1. Para comprobar la normalidad
de las distribuciones se usó la W de Shapiro
Wilks, la Curtosis y las Skewness. Se realizó
estadística descriptiva obteniendo medias, desviaciones típicas y correlaciones de Pearson (en
las variables que mostraban una curva normal)
y de Spearman (en las variables que mostraban
una curva no normal). Como pruebas inferenciales se utilizaron en las variables que presentaban una distribución normal la T de Student
para variables independientes y en las que mostraban una distribución no normal el test de la
U de Mann-Whitney. En las correlaciones y pruebas inferenciales se usó el criterio de significación mínimo de p < 0.05.
Variables
Se estudió, respecto al vuelo la altura a la que se
elevaba el centro de gravedad (H), respecto a la
batida el pico de potencia (PP) y respecto a la
amortiguación de la caída los tres picos de fuerza vertical (F1, F2 y F3), el instante en el que
sucedía cada uno de estos picos (T1, T2 y T3) y
el tiempo desde el inicio de contacto con el
suelo (considerado a partir de que el valor de
las fuerzas de reacción verticales superaba los 3
TABLA 2.
Resultados obtenidos
en las variables de la
batida, vuelo y
posición del centro
de gravedad
durante la
amortiguación
RESULTADOS
Se encontró una distribución normal tanto en el
subgrupo de hombres como en el de mujeres en
el PP, T2, F3 y Hl. Además, los hombres presentaron una distribución normal en F2 y las muje-
PP (W/kg)
H salto (cm)
HI (%)
Lr (%)
Todos
47.95±7.12
33.16±6.06
2.43±2.00
10.38±2.26
Hombres
50.77±5.57
35.77±4.55
2.38±1.78
10.21±2.26
Mujeres
40.20±4.78
26.08±.33
2.57±2.53
10.84±2.21
Diferencia (H-M)
10.58
9.68
0.16
-0.63
% Diferencia
20.83
27.07
3.81
5.78
***
***
ns
*
Sig (H-M)
PP= pico de potencia alcanzado durante la batida; H salto= altura alcanzada por el centro de gravedad en el vuelo; Hl= altura del centro de
gravedad en el inicio de la amortiguación; Lr = desplazamiento del centro de gravedad desde el inicio de la amortiguación hasta el punto más bajo
444
AMD
VOLUMEN XXIII - N.º 116 - 2006
DIFERENCIAS DE SEXO DURANTE LA AMORTIGUACIÓN
DE CAÍDAS EN TESTS DE SALTO
T1 (s)
F1(BW)
T2 (s)
F2(BW)
Todos
0.017±0.007
2.93±1.18
0.057±0.019
6.96±2.23
0.123±0.030 2.88±0.61
0.226±0.58
Hombres
0.017±0.06
3.17±1.21
0.055±0.018
7.41±2.20
0.119±0.028 2.96±0.62
0.220±0.056
Mujeres
0.018±0.007
2.33±0.85
0.065±0.020
5.72±1.82
0.134±0.034 2.62±0.49
0.240±0.064
-0.001
0.84
-0.010
1.69
-0.015
0.34
-0.02
4.49
26.48
15.53
22.82
11.13
11.59
8.48
ns
***
**
***
*
**
ns
Diferencia (H-M)
% Diferencia
Sig (H-M)
T3 (s)
F3 (BW)
TBW (s)
F1 = primer pico de fuerza; T1= instante en el que sucedía el primer pico de fuerza; F2= segundo pico de fuerza; T2= instante en el que sucedía
el segundo pico de fuerza; F3= tercer pico de fuerza; T3= instante en el que sucedía el tercer pico de fuerza; TBW= tiempo desde el inicio de
contacto con el suelo hasta que se cruzaba por primera vez el valor el peso en la gráfica de fuerza-tiempo; *= p < 0.05; **= p < 0.01; ***= p<
0.001; ns= no significativa
res en el TBW. El resto de variables mostraron
una distribución no normal.
Las variables de la batida, vuelo y posición del
centro de gravedad durante la amortiguación se
muestran en la Tabla 2. Las mayores diferencias
se han encontrado en la altura del salto y el
pico de potencia; en ambas variables los hombres obtuvieron mayores valores. Sin embargo,
en las variables relacionadas con la posición
del centro de gravedad, las mujeres obtuvieron
mayores desplazamientos, con una altura mínima y un rango mayores.
En la Tabla 3 se muestran los resultados obtenidos en las variables cinéticas de la amortiguación. Las mayores diferencias entre hombres y
mujeres se han encontrado en el primer y segundo pico de fuerza; en ambos los hombres tenían
mayores valores que las mujeres.
En la Tabla 4 se muestran las principales correlaciones encontradas, tanto en el subgrupo de
hombres como en el de mujeres y en el conjunto
de la población estudiada.
DISCUSIÓN
Durante las amortiguaciones, los picos de fuerza vertical de reacción han sido utilizados por
diversos autores como una forma de evaluar
riesgo de lesión en deportes en los que se dan
impactos contra el suelo. En el caso de las
amortiguaciones de saltos, F2, que puede superar 10 BW, sucede en torno a los 40 ms. Pflum,
et al33 sitúa F2 en el mismo instante en el que el
Variables
Todos
Hombres
Mujeres
F2-T2
-0.61
-0.55
-0.69
F3-T3
-0.76
-0.79
-0.70
F2-TBW
-0.52
-0.42
-0.71
Lr-F2
-0.59
-0.54
-0.69
HI-F2
-0.14 (ns)
-0.12 (ns)
-0.56
0.85
0.85
0.89
Lr-TBW
F2= segundo pico de fuerza; T2= instante en el que sucedía el
segundo pico de fuerza; F3= tercer pico de fuerza; T3= instante en el
que sucedía el tercer pico de fuerza; TBW= tiempo desde el inicio de
contacto con el suelo hasta que se cruzaba por primera vez el valor el
peso en al gráfica de fuerza-tiempo; Hl= altura del centro de
gravedad en el inicio de la amortiguación; Lr= desplazamiento del
centro de gravedad desde el inicio de la amortiguación hasta el punto
más bajo
ligamento cruzado anterior tiene que soportar
una mayor tensión. Así, es coherente pensar
que disminuyendo F2 pudiéramos disminuir la
transmisión de la carga a través de la cadena
cinética justo en el instante en que el ligamento
cruzado anterior está siendo solicitado al máximo y, de esta manera, podríamos estar protegiéndolo.
Los valores encontrados en F2 han sido superiores a los obtenidos por otros autores que
analizaban caídas desde alturas similares a las
alcanzadas en el vuelo por la población estudiada (H salto = 33,16±6,06 cm). McnittGray13,14, analizando la amortiguación de caídas desde 32 cm de hombres con características
similares a los de nuestra población, obtuvieron de media 4.2 BW en F2. Self y Paine34,
estudiando las caídas desde 30 cm en atletas
recreacionales, obtuvieron 4.29 BW de media.
Prapavessis, et al.21, estudiando caídas desde 30
445
AMD
TABLA 3.
Resultados obtenidos
en las variables
cinéticas durante la
amortiguación de la
caída del salto
TABLA 4.
Principales
correlaciones que se
han encontrado en
el estudio. Todas
presentaban una
significación de
p<0.001 excepto las
marcadas con (ns)
que no fueron
significativas
ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE
ABIÁN J.,
et al.
5.72±1.82 BW, p < 0.001). En este sentido cabe
destacar que los hombres de nuestro estudio
caían en sus saltos desde alturas superiores a
las mujeres (H salto hombres = 35.77±4.55cm;
H salto mujeres = 26.08±3.33cm, p < 0.001)
(Figura 3). Si a un grupo de hombres y a otro de
mujeres se les dejara caer desde una misma
altura más elevada, es posible que los mayores
valores de F2 los encontráramos en las mujeres,
como describen algunos autores8,30.
Chappell, et al.26 y Kernozek, et al.30 estudiando
la cinética durante la amortiguación de caídas
en hombres y mujeres, concluían que el grupo
de mujeres tenía un mayor riesgo de lesión que
el de hombres. Sin embargo Hewett, et al.24
referían un mayor riesgo en los hombres, al
encontrar en ellos mayores valores de F2. Nuestros resultados coinciden con este autor (F2
hombres = 7.41±2.20 BW; F2 mujeres =
El subgrupo de hombres también ha obtenido
mayores valores en F1 (p < 0.001) y F3 (p <
0.01), pero el valor de estos picos ha sido de 2 a
3 veces menor que F2. Por esto no creemos que
puedan representar un incremento especial en
el riesgo de lesiones concretas.
FIGURA 3.
Diferencias en altura
de salto (H salto)
y segundo pico
de fuerza (F2)
entre el subgrupo
de hombres y el
de mujeres.
(*** = p < 0.001)
50
45
40
35
30
25
20
15
10
5
0
***
Hewett, et al.35, consideran que una mayor extensión
de los miembros inferiores al inicio de la amortiguación incrementaría la tensión que tiene que soportar
el ligamento cruzado anterior y con ello el riesgo de
lesión. En este estudio hemos medido indirectamente esta extensión a partir de la altura del centro de
gravedad al inicio de la amortiguación. No obstante,
aunque el subgrupo de mujeres caía con un mayor
grado de extensión no hemos obtenido diferencias
significativas entre hombres y mujeres (Hl hombres
= 2.38±1.78%; Hl mujeres= 2.57±2.52%).
12
***
10
8
6
BW
cm
cm en 35 mujeres y 56 hombres, obtuvieron 4.53
BW de promedio en F2. La explicación podría
ser que los sujetos de nuestro estudio centraron
su atención en alcanzar la máxima altura en el
salto, descuidando la correcta amortiguación.
Así, se obtuvo un valor medio de toda la población en F2 de 6.96 BW; valor incluso superior al
encontrado por McNitt-Gray13,14 en caídas centrando la atención en amortiguar todo lo posible desde una altura de 0.72 m (F2 = 6.4 BW).
4
2
0
Hombres
Mujeres
H salto
Al igual que en otros estudios10, hemos encontrado correlaciones negativas entre F2 y T2,
F2
Correlación entre F2 y Lr
F2 = 13.72 - 0.65 * Lr
r = -0.59
16
16
14
14
12
12
F2 (BW)
FIGURA 4.
Correlaciones entre
F2 y T2 (izquierda)
y F2 y Lr (derecha)
(F2 = segundo pico
de fuerza;
T2 = instante
en el que sucedía
el segundo pico
de fuerza;
Lr = desplazamiento
del centro
de gravedad desde
el inicio
de la amortiguación
hasta el punto
más bajo)
F2 (BW)
Correlación entre F2 y T2
F2 = 11.11 - 72.34 * T2
r = -0.61
10
8
10
8
6
6
4
4
2
0.00
2
0.02
0.04
0.06
T2 (s)
0.08
0.10
Hombres
Mujeres
446
AMD
0.12
2
4
6
8
10
12
Lr (cm)
14
16
18
VOLUMEN XXIII - N.º 116 - 2006
DIFERENCIAS DE SEXO DURANTE LA AMORTIGUACIÓN
DE CAÍDAS EN TESTS DE SALTO
tanto en el conjunto de la población (r= -0.61;
p<0.001) como en los subgrupos de hombres (r
= -0.55; p<0.001) y mujeres (r = -0.69;
p<0.001). Esto nos indica que retrasar el instante en el que se da F2 reduce su valor. Otra
posible forma de reducir este valor sería alargando el tiempo de amortiguación, al utilizar
un mayor recorrido del centro de gravedad.
Coincidiendo con esta idea se han encontrado
correlaciones negativas entre F2 y Lr, tanto en el
conjunto de la población estudiada (r = -0.56;
p<0.001), como en los subgrupos de hombres
(r = -0.52; p<0.001) y de mujeres (r = -0.69;
p<0.001) (Figura 4). Por otro lado el subgrupo
de mujeres (Lr = 10.84±2.21 %) descendió más
que el de hombres (Lr =10.21±2.26 %; p
<0.05). Este hecho probablemente haya contribuido también a que las mujeres de este estudio
hayan tenido menores valores en F2.
Por otro lado no se han encontrado correlaciones entre la altura del salto y F2 ni entre PP (que
es una forma de medir la fuerza explosiva) y F2.
Esto indica que independientemente de la altura de la que se caiga o de la fuerza explosiva que
se tenga, con una buena técnica se pueden
conseguir valores bajos en F2. Esto refuerza la
importancia que tiene el enseñar a caer bien y
justifica intervenciones profilácticas en diferentes ámbitos, como la escuela o los centros de
medicina deportiva.
B
I
B
L
I
O
Estudiar la cinética de los saltos con plataformas de fuerzas puede ayudarnos a entender lo
que sucede durante la amortiguación de una
caída y nos da pistas para aprender a realizar
amortiguaciones menos agresivas, pero para
tener una visión más amplia en futuros trabajos
sería interesante incluir análisis de la cinemática y electromiografía, sincronizadas con el registro de fuerzas de reacción.
CONCLUSIONES
Para amortiguar los picos de fuerza en las caídas de saltos es más importante una buena
técnica que una mayor potencia en las extremidades inferiores.
No prestar atención a la amortiguación podría
incrementar los picos de fuerza vertical. Esto es
importante ya que diferentes autores han mostrado el riesgo de lesión que suponen las fuerzas de reacción elevadas en la amortiguación de
caídas de saltos.
Así, se justificarían intervenciones profilácticas
en diferentes ámbitos en las que, enseñando
una técnica correcta, buscaríamos proteger a
personas que en el deporte, en juegos o en
situaciones de test, se vieran expuestas al riesgo
de lesiones durante la amortiguación.
G
R
A
F
Í
A
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449
AMD
ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE
ORIGINAL
VOLUMEN XXIV - N.º 122 - 2007
Volumen
ABIÁN J, XXIV
Número
et al.
122
2007
Págs. 442-450
EL VENDAJE FUNCIONAL ELÁSTICO VS INELÁSTICO EN SALTOS
Y AMORTIGUACIONES
ELASTIC VS INELASTIC TAPE IN JUMPS AND LANDINGS
Javier
Abián1
Luis M.
Alegre1
Jose
Manuel
Fernández2
Xavier
Aguado1
1
Facultad de
Ciencias del
Deporte
de Toledo
UCLM
2
Escuela
Universitaria
de Enfermería
y Fisioterapia
de Toledo
UCLM
R E S U M E N
S U M M A R Y
El propósito de este estudio ha sido analizar la influencia
de dos vendajes funcionales preventivos de tobillo en diferentes tests de salto y amortiguación mediante el estudio
de las fuerzas verticales de reacción del suelo. Participaron
27 mujeres jóvenes, sanas y activas (edad=20.6±4.1 años).
Se realizaron dos tipos de vendaje funcional preventivo de
tobillo, uno con vendas inelásticas (VI) y otro con vendas
elásticas (VE), que limitaban la supinación y la extensión.
Se analizó su influencia en cuatro tests; (1) buscando la
máxima amortiguación desde 0.75 m, (2) lo mismo desde
0.30 m, (3) buscando máxima altura de salto sin ayuda
de brazos desde parado (CMJ) y (4) lo mismo con ayuda
de brazos y 3 pasos de aproximación. Ambos vendajes
restringieron, sin diferencias significativas entre ellos, la
supinación (restricción respecto a la situación sin vendaje:
VI=40.74% y VE=41.77%) y la extensión del tobillo
(VI=14.54% y VE=11.15%). No se encontraron diferencias
en las alturas de los saltos ni en las potencias mecánicas
en la batida entre los vendajes. Tampoco se encontraron
diferencias en el segundo pico de fuerza vertical durante
la amortiguación de la caída. Sin embargo, con el vendaje
inelástico, en los tests donde se buscaba máxima amortiguación, el segundo pico de fuerza sucedía antes que con
el vendaje elástico o sin vendaje. Como conclusión del
estudio se aconsejaría la utilización del vendaje elástico,
siempre que la economía lo permitiera, debido a que no
ha modificado ningún aspecto de la biomecánica del salto
y la amortiguación, produciendo una limitación en la
movilidad del tobillo similar al vendaje inelástico y creando
una barrera de restricción progresiva, similar a la situación
fisiológica de la articulación.
Palabras clave: Biomecánica. Cinética. Deporte. Tobillo.
Prevención de lesiones. Fuerzas de reacción. Plataforma de
fuerzas.
This study aimed to analyze the influence of two types of
prophylactic ankle taping on the vertical ground reaction
forces during different jump and landing tests. Twenty
seven active and healthy women volunteered for the study
(age = 20.6 ± 4.1 years). Two types of prophylactic ankle
taping, designed to limit supination and plantar flexion,
were applied to the subjects. One of them was done with
inelastic tape (VI) and the other with elastic tape (VE). The
influence of these ankle tapings was analyzed in four tests;
(1) Land from 0.75 m as soft as possible, (2) land from
0.30 as soft as possible, (3) jump as high as possible with
hands on the hips (CMJ) and (4) jump as high as possible
with a 3 m run-up and arm swing. Both types of ankle
taping restricted, without significant differences between
them, the supination (percentage of restriction compared to
the tests without taping: VI = 40.74% and VE = 41.77%)
and the plantar flexion (VI = 14.54% and VE = 11.15%).
There were no differences between taping conditions in
the jump heights or power outputs during the push off
phase. There also were no differences in the second peak
vertical force value during the landing phase of the jump.
However, the peak vertical force value during the landing
phase of the tests where a soft landing was required,
appeared before with the inelastic taping than with the
elastic tape or without taping. In conclusion, the results of
the present study suggest the use of elastic taping if cost is
not a limitation, because it did not modify any biomechanical parameter from the push off or landing phases of the
jumps. Additional advantages were that the limitation in the
ranges of movement was similar to the inelastic taping and
that the restriction was more similar to that performed by
the joint complex.
Key words: Biomechanics. Kinetics. Sport. Ankle. Injury
prevention. Ground reaction forces. Force platform.
CORRESPONDENCIA:
Javier Abián Vicén
Laboratorio de Biomecánica, Facultad de Ciencias del Deporte, Campus Tecnológico de la Fábrica de Armas,
Universidad de Castilla la Mancha. Avenida Carlos III S/N. 45071 Toledo
Aceptado: 19.07.2007 / Original nº 532
442
AMD
VOLUMEN XXIV - N.º 122 - 2007
EL VENDAJE FUNCIONAL ELÁSTICO VS INELÁSTICO EN SALTOS Y AMORTIGUACIONES
INTRODUCCIÓN
Se ha extendido en la alta competición de muchos
deportes el uso de los vendajes funcionales preventivos de tobillo para controlar el riesgo de lesiones1-4. Para su confección se usan diferentes tipos
de vendas; elásticas, inelásticas y combinaciones
de ambas. El uso de material elástico en vendajes
preventivos es relativamente reciente5 y no está tan
extendido como el uso de vendas inelásticas a pesar de que muchos fisioterapeutas creen en ciertos
beneficios de las vendas elásticas y que éstas son
usadas con éxito desde hace tiempo en vendajes
terapéuticos. Solamente hemos encontrado un
limitado trabajo que compara un vendaje fabricado
íntegramente con vendas elásticas frente a otro fabricado íntegramente con inelásticas6. Este trabajo
analizó la influencia de los dos vendajes en un test
de equilibrio y encontraron que el inelástico influía
de forma negativa mientras que el elástico no tenía
influencia respecto a la situación sin vendaje.
Autor (año)
8
Burks, et al.
Paris9
Paris and Sullivan10
Bennell y Goldie6
Mackean, et al.11
Verbrugge
12
Metcalfe, et al.13
Rieman, et al.14
Pensamos que las vendas elásticas podrían ser
usadas para proteger la articulación en vendajes
preventivos con igual o mayor eficacia que las
inelásticas. Además aportarían una restricción progresiva hasta llegar a la barrera mecánica en la que
bloquearían cualquier incremento en la movilidad
articular de forma parecida al comportamiento de
las estructuras biológicas del sujeto y por ello se
podrían adaptar mejor a las situaciones deportivas
sin perjudicar la eficacia de los movimientos.
Por otro lado no abundan los trabajos que
estudien el efecto sobre el rendimiento en movimientos similares a los que se dan en situaciones
deportivas de los vendajes funcionales preventivos de tobillo7. La mayoría se centran en medir la
influencia sobre la altura del salto o el tiempo en
realizar un circuito (Tabla 1). Además, muy pocos trabajos han estudiado lo que sucede durante
la amortiguación de la caída de saltos14-16. Los
vendajes funcionales preventivos de tobillo, que
Prueba (variable)
% descenso rendimiento
SIG.
Salto vertical (altura)
4
*
10 yardas carrera lanzada (tiempo)
1.6
*
40 yardas sprint (tiempo)
3.5
*
Salto horizontal (longitud)
-
ns
50 yardas (velocidad)
0.15
ns
Nelson Test de equilibrio (tiempo)
3.13
ns
Test de agilidad SEMO (tiempo)
1.57
ns
Salto vertical (altura)
2.38
ns
Fuerza inversión (promedio)
6.94
ns
Fuerza inversión (pico)
7.69
ns
Fuerza eversión (promedio)
1.56
*
Fuerza eversión (pico)
4
*
Equilibrio (fuerzas mediolaterales)
42.86
*
Tocar el suelo (número de veces)
536.36
*
Salto vertical (altura)
1.59
*
Lanzamiento en salto (distancia)
9.09
ns
Recorrer distancias cortas (tiempo)
2.86
ns
40 yardas sprint (tiempo)
0.2
ns
Salto vertical (altura)
2.88
ns
Carrera de agilidad (tiempo)
-
ns
Salto vertical (altura)
4.6
***
Test de agilidad SEMO (tiempo)
2.74
***
Amortiguación máxima (2º pico fuerza)
2.58
ns
Amortiguación rígida (2º pico fuerza)
14.95
ns
(SIG.= Significación estadística; ns = no significativo; * = p<0.05; *** = p<0.001).
443
AMD
Tabla 1.
Trabajos que exploran los posibles
descensos del
rendimiento con
la utilización del
vendaje
funcional de tobillo
ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE
ABIÁN J,
et al.
TABLA 2.
Variables
descriptivas de la
muestra estudiada
(FFM= masa libre de
grasa)
Edad
20.6±4.1 años
Masa
58.45±6.95 kg
Talla
164.3±6.2 cm
L pierna
84.1±4.0 cm
FFM
47.74±4.90 kg
FIGURA 1.
Fabricación del
vendaje funcional
preventivo con
vendas inelásticas (2
= anclajes; 3, 4 y 5
= tiras activas; 6 =
cierre)
son frecuentemente usados en deportes donde
abundan los saltos podrían, aun cubriendo bien
la función para la que fueron fabricados, promover la aparición de nuevas y diferentes lesiones en
la caída del salto al interferir en la capacidad de
amortiguación de las articulaciones del tobillo y
pie17. En este sentido mediante el estudio de las
fuerzas de reacción verticales del suelo (VGRF)
se puede observar si las limitaciones en el rango
de movimiento (ROM) de la flexo-extensión y
la prono-supinación, que aportan los vendajes,
pudieran tener efecto sobre el impacto recibido
en las caídas de saltos que parten del suelo o
desde superficies elevadas14,18. Concretamente en
el segundo pico de la gráfica fuerza-tiempo (F2),
que es el valor más alto de las VGRF durante la
amortiguación y diferentes autores lo han relacionado con el origen de algunas lesiones19-21.
El objetivo de este estudio ha sido analizar la influencia de dos vendajes funcionales preventivos
de tobillo, uno realizado con vendas inelásticas y
otro con elásticas, en las VGRF de la amortiguación de caídas (desde 0.30 y 0.75 m), las VGRF
en los aterrizajes de saltos verticales, la altura de
saltos verticales y en el pico de potencia durante
la batida de saltos verticales.
METODOLOGÍA
Participaron voluntariamente en el estudio 27
mujeres jóvenes, estudiantes universitarias, físi-
444
AMD
camente activas con las características descriptivas que se muestran en la Tabla 2. Los sujetos
fueron informados de los riesgos asociados con
los protocolos del experimento y firmaron un
consentimiento, aprobado por la universidad y
que cumplía las recomendaciones internacionales sobre investigación clínica de la American
Physiological Society. Todos los sujetos practicaban actividad física regularmente, al menos
2 días a la semana, pero sin competir a nivel
profesional. Ninguno usaba prótesis ni ortesis y
no habían tenido lesiones en el miembro inferior
en los últimos 2 años. Se comprobó mediante
exploración de un fisioterapeuta, que ninguno de
los participantes tuviera distensión de ligamentos del tobillo que provocara bostezo articular.
Todos los sujetos realizaron los tests con calzado
polivalente para deportes de cancha de características similares entre sí.
Para su descripción los sujetos fueron tallados y
pesados. Se calculó la masa libre de grasa, que se
obtuvo restando a la masa total la masa de grasa.
La masa de grasa se calculó a partir del porcentaje
de grasa del sujeto, que se obtuvo sumando seis
pliegues (subescapular, tríceps, suprailíaco, abdominal, anterior del muslo y pierna) y aplicando la
ecuación para mujeres que propone Carter22. Se
tomaron las longitudes de pierna de los sujetos
con el fin de estandarizar las longitudes de las tiras
en ambos vendajes y la tensión en el elástico.
Se realizaron dos tipos de vendaje funcional preventivo de tobillo (sobre ambos tobillos a la vez)
con prevendaje a nivel maleolar exclusivamente
(Cramer. BSN medical. Vibraye, France) que limitaban la supinación y la extensión: uno inelástico y
otro elástico. Para el vendaje inelástico (Strappal®.
BSN medical. Vibraye, France), variante del propuesto por Neiger23 y por Perrin24, se utilizaron 2
anclajes, colocados de forma estandarizada según
las proporciones de cada sujeto: el anclaje inferior
se colocó por encima de las cabezas de los metatarsos y el superior al 36% de la distancia desde
el maleolo externo hasta la cabeza del peroné,
tomando como punto de origen el maleolo externo. Se usaron 8 tiras activas y entre 13 y 17 tiras
de cierre, dependiendo de las dimensiones de las
extremidades del sujeto (Figura 1).
VOLUMEN XXIV - N.º 122 - 2007
EL VENDAJE FUNCIONAL ELÁSTICO VS INELÁSTICO EN SALTOS Y AMORTIGUACIONES
Para el vendaje elástico (Tensoplast® Sport. BSN
Medical. Vibraye, France), realizado con las indicaciones que propone Neiger23, también se utilizaron 2 anclajes, colocados de forma estandarizada
según las proporciones de cada sujeto: el anclaje
inferior se colocó por encima de la cabeza de los
metatarsos y el superior al 82% de la distancia
desde el maleolo externo a la cabeza del peroné,
tomando como punto de origen el maleolo externo y se usaron 6 tiras activas (Figura 2).
Se midieron las restricciones del vendaje con
un goniómetro manual (Alimed Inc, Dedham
Mass) con sensibilidad de 2º. Se tomaron la
flexión, extensión, supinación y pronación máximas pasivas del tobillo derecho con el sujeto
colocado en decúbito prono sobre una camilla,
siguiendo los protocolos propuestos por Root25.
Se realizaron estas mediciones en reposo y una
vez colocados los vendajes.
Se midieron las VGRF de los tests mediante una
plataforma Kistler 9281 CA (Kistler, Suiza), colocada bajo el pavimento sintético de un polideportivo, con una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.
Se hizo una sesión de familiarización con las
diferentes pruebas en un día diferente al de los
tests. En todas las sesiones se realizó un calentamiento previo, estandarizado y supervisado de 8
minutos. Se realizaron los tests en tres situaciones: sin vendaje (N), con vendaje elástico (VE) y
con vendaje inelástico (VI). Tanto los tests como
las situaciones se establecieron de forma aleatoria en cada sujeto.
gicamente correctos. Para el análisis se escogió
en los tests de amortiguación los que menores
VGRF presentaban y en los tests de salto los de
mayor altura (respetando así el criterio del objetivo planteado en cada test).
Se analizó en los tests de salto: la altura a partir del
tiempo de vuelo (h) y el pico de potencia durante la
batida (PP). En la amortiguación de la caída de todos los tests se registraron: F2, el instante en el que
sucedía (T2) y el tiempo desde el inicio de contacto
con el suelo (considerado a partir de que el valor de
las fuerzas de reacción verticales superaba los 3 N)
hasta que se cruzaba por primera vez el valor del
peso en la gráfica de fuerza-tiempo (TBW).
Se calculó el número mínimo de sujetos en 27
con una potencia de 0.8 y un nivel de significación α de 0.05, considerando la diferencia en T2
entre la situación sin vendaje y la situación con
vendaje inelástico.
Para el análisis de los datos se usó el software
estadístico Statistica for Windows 7.0 (Stasoft,
Tulsa, OK, USA). Se hallaron medias, desviaciones típicas y correlaciones. En las variables de la
amortiguación se usó una ANOVA para datos repetidos de dos factores 3 × 4 (situación × test) y
otra ANOVA para datos repetidos de dos factores
3 × 2 (situación × test) para las variables de la batida. Se utilizó el test post-hoc de Scheffé, cuando
apareció alguna diferencia significativa. Se usó el
criterio estadístico de significación de p<0.05.
RESULTADOS
Los tests fueron: amortiguación de caída desde
0.75 m (L0.75)26, amortiguación de caída desde
0.30 m (L0.30) (similar al anterior pero cayendo
desde 0.30 m), salto con contramovimiento
(CMJ) y salto con aproximación (SAL) (con
3 pasos de aproximación se realizaba un salto
vertical con ayuda de brazos). Los 3 primeros
se hicieron con las manos en la cintura. En los
2 primeros se le pedía al sujeto que amortiguara
todo lo posible, mientras que en el CMJ y SAL
se buscaba la mayor altura de salto realizando la
batida y la amortiguación con los 2 pies a la vez.
Se realizaron de cada test 3 ensayos metodoló-
En el rango de movimiento de tobillo aparecieron
diferencias significativas (p<0.001) tanto en la
FIGURA 2.
Fabricación del
vendaje funcional preventivo
con vendas
elásticas (2 =
anclajes; 3, 4 y
5 = tiras activas;
6 = cierre)
445
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ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE
ABIÁN J,
et al.
extensión como en la supinación entre la situación N y VE y entre la situación N y VI. Por otro
lado, no se encontraron diferencias significativas
entre las dos situaciones de vendaje (VE y VI)
(Tabla 3).
V
TABLA 3.
Rango de movimiento
del tobillo sin vendaje
(N) y una vez colocado
el vendaje elástico
(VE) e inelástico (VI)
TABLA 4.
Altura del salto (h)
y pico de potencia
(PP) en las diferentes situaciones
registradas en el
salto con contramovimiento (CMJ) y en
el salto con aproximación (SAL)
Flexión (º)
Extensión (º)
VE
VI
17.9±7.4
64.6±7.4
16.4±7.2
19.5±5.9
58.1±7.4(***) 53.0±6.4(***)
Supinación (º) 36.0±4.6
21.0±5.1(***) 20.7±3.7(***)
Pronación (º)
13.9±2.3
No se encontraron diferencias en al altura del
salto ni en el pico de potencia por la utilización
de los vendajes en ninguno de los dos tests de
salto estudiados, excepto en el pico de potencia,
en el que VI presentaba valores superiores a N
(F2,52 = 3.50, p<0.05) (Tabla 4). Comparando
ambos tests de salto, se registraron mayores alturas en el salto realizado con aproximación que
en el CMJ (F1,156 = 29.29, p<0.001) y mayores
PP (F1,156 = 54.631, p<0.001).
13.5±1.8
No se encontraron diferencias con la utilización
de los vendajes en la amortiguación de las caídas, ni en F2, ni en TBW en ninguno de los tests
(Figura 3). Se encontraron diferencias en T2,
con menores valores en VI respecto a N y VE, en
L0.75 (F2,52 = 9.37, p<0.001) y L0.30 (F2,52 = 6.83,
p<0.01) (Tabla 5 y Figura 4). Sin embargo, no se
encontraron diferencias entre N y VE.
13.2±1.8
(*** = diferencias de p<0.001 comparando con la situación sin vendaje)
N
h(m)
VE
VI
N
VE
VI
0.247 0.244 0.250 0.288 0.286 0.285
(0.044) (0.043) (0.045) (0.046) (0.050 (0.050)
PP (W/kg) 37.15 37.77 38.93(*) 46.13 45.85 45.08
(6.75) (6.27) (6.10) (7.04) (6.51) (7.21)
(N = sin vendaje; VE = vendaje elástico; VI = vendaje inelástico; * = diferencias de p<0.05
comparando vendaje inelástico respecto a la situación sin vendaje)
Se encontraron correlaciones entre F2 y T2
(p<0.001) en los test donde el objetivo era
amortiguar todo lo posible; tanto en la situación
sin vendaje (L0.75: r = -0.71 y L0.30: r = -0.64),
como en VE (L0.75: r = -0.63 y L0.30: r = -0.53) y
en VI (L0.75: r = -0.65 y L0.30: r = -0.71) (Figura
5). También correlacionó el PP y h (p<0.001) en
la situación sin vendaje (CMJ: r = 0.66 y SAL: r
= 0.75), como en VE (CMJ: r = 0.66 y SAL: r =
0.66) y en VI (CMJ: r = 0.72 y SAL: r = 0.77).
FIGURA 3.
Medias (± error
estándar) del
instante en el que
sucedía el segundo
pico de fuerza (T2)
en los tests donde
el objetivo era
buscar la máxima
amortiguación.
(L0.75 = amortiguación desde 0.75
m; SAL = salto con
aproximación; CMJ
= salto con contramovimiento; L0.30
= amortiguación
desde 0.30 m).
Al comparar los test entre sí aparecieron diferencias en F2, T2 y TBW (F2: F3,312 = 85.064,
p<0.001; T2: F3,312 = 29.44, p<0.001; TBW: F3,312
= 41.31, p<0.001). En F2 se obtuvieron mayores valores en el test L0.75 seguidos del salto con
ALT
F2 (BW)
T2 (s)
TBW (s)
BAJ
CMJ
SAL
N
VE
VI
N
VE
VI
N
VE
VI
N
VE
VI
7.60
7.74
7.73
3.94
3.96
4.10
4.79
4.80
4.69
5.01
5.37
4.95
(1.81)
(1.72)
(2.01)
(1.09)
(1.07)
(1.29)
(1.75)
(1.07)
(1.55)
(1.68)
(1.90)
(1.77)
0.059
0.055
0.040 (***) 0.038 (*)
0.036
(0.006) (0.006)
(0.006)
0.594
0.556
(0.128) (0.128)
0.051 (**) 0.049 (*) 0.043
(0.015)
0.593
0.564
(0.129)
(0.132)
(0.014) (0.011)
0.592
0.598
(0.140) (0.156)
0.060
0.059
0.057
0.059
(0.023)
(0.016)
(0.018)
(0.023)
0.392
0.390
0.402
0.412
(0.156)
(0.147)
(0.155)
(0.158)
(0.019) (0.020)
0.397
0.42
(0.162) (0.161)
F2 = segundo pico de fuerza; T2 = instante en el que sucedía el segundo pico de fuerza; *** = diferencias de p<0.001; ** = diferencias de p<0.01; * = diferencias de p<0.05). las diferencias son
respecto a la situación de vendaje inelástico.
TABLA 5.
Variables de la amortiguación de la caída en los tests: amortiguación desde 0.75 m (L0.75), amortiguación desde 0.30 m (L0.30), salto con contramovimiento (CMJ)
y salto con aproximación (SAL) en las situaciones: sin vendaje (N), con venaje elástico (VE) y con vendaje inelástico (VI)
446
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VOLUMEN XXIV - N.º 122 - 2007
EL VENDAJE FUNCIONAL ELÁSTICO VS INELÁSTICO EN SALTOS Y AMORTIGUACIONES
aproximación (L0.75 vs SAL = p<0.001), CMJ
(L0.75 vs CMJ = p<0.001) y L0.30 (L0.75 vs L0.30 =
p<0.001), que fue en el test que menores valores
de F2 se obtuvieron (L0.30 vs CMJ = p<0.05; L0.30
vs SAL = p<0.001), sin embargo no se encontraron diferencias significativas entre el CMJ y el
salto con aproximación (p = 0.59). Los menores
valores en T2 se registraron en L0.75 (L0.75 vs L0.30
= p<0.01; L0.75 vs CMJ = p<0.001 y L0.75 vs
SAL = p<0.001) y los mayores en el CMJ y el
salto con aproximación, siendo que entre el CMJ
y el salto con aproximación no se encontraron
diferencias significativas (p=0.98). En TBW los
resultados obtenidos en los tests donde se buscaba la máxima amortiguación (L0.75 y L0.30) fueron
similares pero superiores a los registrados en los
tests donde el objetivo se centraba en realizar un
salto máximo (p<0.001).
FIGURA 4.
Medias (± error estándar) del segundo
pico de fuerza en la
amortiguación de
las caídas (F2) en los
cuatro tests estudiados (CMJ = salto con
contramovimiento;
SAL = salto con
aproximación; L0.30 =
amortiguación desde
0.30 m; L0.75 =
amortiguación desde
0.75 m)
DISCUSIÓN
Ambos vendajes cumplieron la función para la
que habían sido confeccionados: restringir la
supinación (restricción del rango de movimiento:
VI = 40.74% y VE = 41.77%) y la extensión (restricción del rango de movimiento: VI = 14.54%
y VE = 11.15%), dado que una combinación de
ambos movimientos se asocia al mecanismo más
habitual de esguince de tobillo27-29. Sin embargo
no influyeron en la flexión, ni la pronación. Que
el vendaje limite su efecto a los movimientos que
se intenta restringir es importante para que minimice su posible interferencia en la eficacia deportiva. Otros autores que han medido la influencia
en la restricción de los rangos de movimiento del
tobillo con vendaje inelástico obtienen valores
similares a los de nuestro estudio30-34.
No se encontraron diferencias con la utilización
de los vendajes ni en la altura del salto, ni en
el pico de potencia mecánica en la batida. Solamente el pico de potencia de la batida en el
CMJ fue mayor con el vendaje inelástico que sin
vendaje (p<0.05). Posiblemente la utilización
del vendaje inelástico provocó modificaciones
en las relaciones de fuerza y velocidad durante
la batida, quizás, aunque no fue medido, debido
a las limitaciones en los rangos de movimiento
FIGURA 5.
Correlación entre
el segundo pico
de fuerza (F2) y el
instante en el que
sucedía (T2) en el
tests sin vendaje
dinámico que producía el vendaje durante el
salto. No obstante este incremento en el pico de
potencia no se vio reflejado en una modificación
de la altura del salto por lo que el vendaje no
condicionó un movimiento menos eficaz. Sacco,
et al.16 no encontraron diferencias significativas
en el pico de fuerza durante la batida por la
utilización de un vendaje inelástico, aunque sí
una tendencia a que los vendaje incrementaran
este valor.
Existe discrepancia entre autores respecto a si
el vendaje puede o no disminuir la capacidad
de salto, aunque debemos destacar que todos
los trabajos que hemos revisado8,9,11-13 han utilizado el test de saltar y tocar, una prueba menos
reproducible que otros tests de salto y que presenta problemas metodológicos. Sólo hemos
encontrado un trabajo18 que al igual que en este
estudio encontró que los vendajes funcionales no
447
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ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE
ABIÁN J,
et al.
influían en la altura del salto. Tanto en este estudio como en el de Barceló18 es posible que tanto
los protocolos de los tests, muy estandarizados,
como la metodología de medición (plataforma
de fuerzas) permitieran unas mediciones con menores variaciones debidas a aspectos externos.
La utilización de los vendajes no ha influido
en F2 durante la amortiguación de las caídas,
al igual que les sucedió a Riemann, et al.14, y
a Sacco, et al.16, analizando amortiguaciones
desde 0.6 m y previo salto. Sí se ha visto una
disminución en el valor de T2 por la utilización
del vendaje inelástico, tanto en las caídas desde
0.75 como desde 0.30, resultados similares a los
encontrados por Riemann, et al.14 en amortiguaciones desde 0.60 m. Por otro lado, aunque sin
significación estadística, en SAL y en el CMJ
también se vio una tendencia a la disminución
de T2 por la utilización del vendaje inelástico. La
disminución de T2 se ha visto en diferentes estudios que correlacionaba con incrementos en los
valores del segundo pico de fuerza en la amortiguación35,36. De esta forma tener T2 menor suele
implicar mayores valores en F2. Aunque en este
estudio no hemos encontrado valores superiores
de F2 por la utilización de los vendajes sí podrían
verse incrementados estos valores en situaciones
concretas al tener menor tiempo para realizar la
amortiguación.
En la amortiguación del CMJ y del SAL, F2
fue mayor que en el test L0.30 pese a que en
estos dos saltos se caía desde alturas menores
(hCMJ = 0.247 ± 0.044 m; hSAL = 0.286 ±
B
I
B
L
I
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448
AMD
0.047 m). Creemos que puede ser debido a que
en L0.30 la atención se centraba en amortiguar
todo lo posible mientras que en los tests de salto el objetivo consistía en alcanzar la máxima
altura. Esto justificaría centrar la atención en
la amortiguación de caídas de saltos en el marco escolar y deportivo de ocio, para reducir el
riego de posibles lesiones. Sería especialmente
importante realizarlo, con conceptos sencillos,
desde la infancia, momento más sensible para el
aprendizaje. En este sentido ha habido estudios
como, por ejemplo, el de Prapavessis, et al.38 que
redujeron F2 en amortiguaciones desde 0.30 m
después de 4 sesiones, en las que se explicaba
a los alumnos donde debían centrar la atención
durante las amortiguaciones.
Como conclusión de este trabajo se desprende
que tanto el vendaje elástico como el inelástico
no han afectado al rendimiento y sin embargo
han limitado los últimos grados de movimiento
del mecanismo más habitual de lesión del tobillo,
por lo tanto estaría recomendada su utilización,
como método preventivo en situaciones en las
que el riesgo de lesión lo requiriera. Aconsejaríamos la utilización del vendaje elástico, debido a
que no modifica ningún aspecto de la biomecánica del tobillo en los saltos y amortiguaciones,
mientras que el inelástico ha cambiado la relación de fuerza-velocidad durante la batida del
salto y ha adelantado la aparición del segundo
pico de fuerza en la amortiguación, que podría
implicar en ciertas caídas, aunque no han sido
observadas en este estudio, amortiguaciones
más duras.
G
R
A
F
Í
A
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1
Faculty of Sports Sciences and 2 School of Physiotherapy, University of Castilla-La Mancha. Toledo, Spain. 3 Faculty
of Sports Sciences, Catholic University of San Antonio. Murcia, Spain.
Abstract
This study aimed to investigate the influence of prophylactic
ankle taping on two balance tests (static and dynamic balance)
and one jump test, in the push off and the landing phase. Fifteen
active young subjects (age: 21.0 ± 4.4 years) without previous
ankle injuries volunteered for the study. Each participant performed three tests in two different situations: with taping and
without taping. The tests were a counter movement jump, static
balance, and a dynamic posturography test. The tests and conditions were randomly performed. The path of the center of pressures was measured in the balance tests, and the vertical ground
reaction forces were recorded during the push-off and landing
phases of the counter movement jump. Ankle taping had no
influence on balance performance or in the push off phase of the
jump. However, the second peak vertical force value during the
landing phase of the jump was 12% greater with ankle taping
(0.66 BW, 95% CI -0.64 to 1.96). The use of prophylactic ankle
taping had no influence on the balance or jump performance of
healthy young subjects. In contrast, the taped ankle increased the
second peak vertical force value, which could be related to a
greater risk of injury produced by the accumulation of repeated
impacts in sports where jumps are frequently performed.
Key words: Biomechanics, propioception, force platform,
ground reaction forces, center of pressure.
Introduction
Ankle sprains represent from 38 to 50% of the total sport
injuries (Jones et al., 2000; Leaf et al., 2003; Thacker et
al., 1999; Verbrugge, 1996). Garrick and Requa (1988)
estimated that one-sixth of the total time lost by sport
injuries was attributed to ankle sprains. Functional taping
and ankle braces are passive preventive measures frequently utilised in sports (Osborne and Rizzo, 2003; Robbins and Walked, 1998). Studies on the influence of functional taping on sports tasks during actual competition are
scarce (McCaw and Cerullo, 1999; Riemann et al., 2002),
and most of them only analyse the passive ROM restriction (Hume and Gerrard, 1998). The studies that analyse
jump tests and static balance are the most common among
those that assess the influence of ankle taping on performance tasks in sports (Hume and Gerrard, 1998; Cordova et al., 2002). Research that studied jump performance focused on the changes in jump height with taped
subjects (Burks et al., 1991; Mackean et al., 1995; Verbrugge, 1996). Some of them reported decreases in jump
performance (Burks et al., 1991; Mackean et al., 1995;
Verbrugge, 1996), but this remains a controversial issue.
In addition, a few studies have analysed drop landings and
functional taping (McCaw and Cerullo, 1999; Riemann et
al., 2002), showing decreases in the time to dissipate
landing forces and adverse effects on the landing kinematics. The risk of ‘overuse’ injuries will increase if the ability to reduce landing forces is impaired by limiting the
mobility of the lower extremities (Dufek and Bates, 1991;
Hewett et al., 2005).
The studies on balance have focused on the centre
of pressure (COP) trajectories to evaluate performance
(Bennell and Goldie, 1994; Cordova et al., 2002; Feuerbach and Grabiner, 1993; Hertel et al., 1996; Kinzey et
al., 1997; Paris, 1992). Better performance is shown by
shorter trajectories or narrower areas of the COP. Nonetheless, some authors have utilised less accurate methods
to evaluate balance, such as counting the number of times
the subject needed to keep his balance (Bennell and
Goldie, 1994), or the time spent by the subject on a fixed
bar (Paris, 1992). There are contradictory results on the
influence of preventive ankle taping on balance tests.
Hertel et al. (1996) found no differences between subjects
with and without taping in three balance tests. One of
them was performed with static monopodal stance and the
other two were dynamic tests. However, other authors
such as Bennell and Goldie (1994) concluded that ankle
taping led to a decreased postural control in similar balance tests.
Therefore, studies on the effects of ankle taping
during specific movements, such as jumps or balance
tasks, are scarce, and its influence on sports performance
is controversial. The present study analysed the changes
in ground reaction forces and the path of the COP during
balance tests. The performance of taped subjects during
static and dynamic balance tasks could be improved by
the increase in exteroceptive input provided by the taping
(Feuerbach and Grabiner, 1993). From previous studies,
we hypothesised that prophylactic ankle taping on uninjured subjects would decrease their jump performance and
increase the peak vertical forces during the landing phase.
On the other hand, we expected an increase in the subjects’ performance in the balance tasks, especially in the
static balance tests. More biomechanical research on the
effects of functional taping on sports performance is necessary to clarify its effects during actual sports tasks.
Therefore, the research question of this study was: does
prophylactic ankle taping influence on performance of
two balance tests (static and dynamic balance) and the
push off and landing phase of one jump test?
Received: 03 April 2008 / Accepted: 25 June 2008 / Published (online): 01 September 2008
Abian-Vicen et al.
Methods
Design
The subjects performed the experiment in three different
days. In the first session, anthropometric measurements
and a clinical assessment of the subjects’ ankles were
performed. The second day was used to familiarise the
subjects with the test protocols, and the balance and jump
tests were performed on the third day. Sessions 2 and 3
were separated by no more than one week. Before participation, all the subjects were informed of the risks associated with the experimental protocol and they were asked
to sign a written consent form approved by the Institutional Review Board of the Faculty of Sports Sciences of
the University of Castilla-La Mancha.
Participants
Fifteen physically active subjects, seven men and eight
women, volunteered for the study. Their physical characteristics are given in Table 1. The participants are regularly involved in recreational sports, at least twice a week,
but none of them had competed professionally. None of
the subjects have used ankle taping or bracing (Bennell
and Goldie, 1994) or have had lower limb injuries in the
last 6 months (Greene and Hillman, 1990; Gross et al.,
1991). An experienced physiotherapist confirmed this
information with a medical history and a physical examination, including ligamentous and range-of-motion tests
one week before testing. The subjects performed all the
tests with indoor court shoes.
Table 1. Characteristics of the participants in the study.
Data are means (±SD).
Age (years)
21.0 (4.4)
Height (m)
1.72 (.09)
Body mass (kg)
71.1 (11.4)
Lower limb length (cm)
87.5 (6.8)
Fat free mass (kg)
59.9 (12.0)
351
Intervention
The anthropometric characteristics were determined using
a calibrated scale with height rod (Seca Ltd, Hanover,
Germany), an anthropometer (GPM, SiberHegner Ltd.,
Zurich, Switzerland), a 1.5-m flexible tape (Holtain,
Croswell, Crymmych, UK), a bicondylar caliper (GPM,
SiberHegner Ltd., Zurich, Switzerland), and skinfold
calipers (Holtain, Croswell, Crymmych, UK). Fat mass
was calculated from six skinfold measurements (triceps,
subscapular, umbilicus, suprailium, thigh, and lower leg)
according to the equations of Carter (1982). Fat free mass
(FFM) was calculated by subtracting fat mass from total
mass and muscular mass (expressed as a percentage of
total mass) was calculated by subtracting bone and residual mass from FFM.
A prophylactic taping, modified Gibney closedbasket-weave (Wilkerson, 1991) (designed for subjects
without previous ankle injuries to restrict ankle inversion)
was done in both ankles by a physiotherapist, with a prewrap, to protect the Achilles tendon and restrict ankle
inversion. Two adhesive anchors were applied to the skin
according to the subjects’ body dimensions (Figure 1).
The inferior adhesive anchor was applied over the metatarsal head with six active strips that limited ankle inversion, and 13−17 strip locks were utilised, depending on
the size of the lower limb.
Each participant performed the three tests in two
different situations: with taping (T) and without taping
(NT). The tests were as follows: countermovement jump
(Figure 2), static balance (Figure 3), and a dynamic posturography test (Figure 4). The tests and conditions (TNT) were randomly performed. Static balance tests were
performed on a force platform (Piezoresistive force platform Dinascan 600M; IBV, Valencia, Spain). The force
data were digitally converted and stored in a computer for
subsequent analysis using the software Estabilometría
(IBV, Valencia, Spain). The force-time data from the
countermovement jump were assessed on a Quattro Jump
Figure 1. Ankle taping procedure. The superior anchor (second photo) was applied in a standardised way according to
the subject’s body dimensions, at 35% of the distance from the lateral malleolus to the fibula head.
352
Ankle taping, balance and jump
Figure 2. Sequence and force-time data from a countermovement jump. The first (F1) and second (F2) peak vertical
force values in the landing phase are shown.
Portable Force Plate System (Kistler, Winthertur, Switzerland) at 500 Hz. This sample rate has been previously
utilised for assessing landings in the studies of Hopper et
al. (1999) and Ozguven and Berme (1988). The forces
were normalised and expressed as times body weight
(BW). A standardised 10-min warm-up was carried out by
the participants before each session. The warm-up consisted of 5 min at 175 W on a cycle ergometer Ergomedic
894 Ea (Monark, Varberg, Sweden), stretching of the
lower limb muscles directed by the researcher, and six
jumps (three submaximal and three maximal).
Outcome measures
Countermovement jump: The subjects performed the test
on the force platform with the hands placed on the hips
during the whole jump. The knee angle during the counter
movement was not controlled. The participants performed
three valid trials and the one with the greatest jump height
was recorded for further analysis (Figure 2). The variables
analysed during the push-off phase of the jump test were
jump height (h), from the flight time, peak vertical forces
(PF) and peak power (PP), obtained from the integration
of the force-time record. In addition, in the landing phase,
we analysed the first and second peak vertical force values (F1 and F2), the time that elapsed from the feet contact to F1 and F2 (T1 and T2, respectively), and the time
from feet contact until the vertical ground reaction forces
reached the subject’s weight for the first time after the
landing movement (TBW).
Static balance on monopodal stance: The subjects
had to remain as still as possible standing on the right leg,
with the left lower limb at 90º of hip and knee flexion,
during 15 s. Their hands had to be placed on the hips
throughout the test, and the feet were placed in the same
location on the plate in all the trials. The aim of the test
was to keep to the minimum the area in which the movement of the subject was taking place, defined by the trajectory of the COP (Figure 3).
Abian-Vicen et al.
353
Figure 3. Subject’s position (left) and path of the centre of pressures (right) during the static balance test.
The variables analysed were the area covered by the COP
and the average position in the antero-posterior axis (average of X values) and medial-lateral axis (average of Y
values). Three trials were completed and the best performance, that is, the one with the lower area, was recorded for subsequent statistical analysis.
Postural sway test: Dynamic balance was measured using computerised dynamic posturography: the
subjects were in standing position on a force platform
with hands on hips, and balance was assessed by modifying visual feedbacks and asking the participants to score a
circle as fast and as accurately as possible in response to
the changes in the visual feedback by moving their bodies. Eight red circles, projected in a wide screen in front
of the subject, were randomly lit for periods of 4-6 s. The
test lasted 40 s. The analysis of the transitional period
from one lit centre to another included the calculation of
the time to reach the lit centre and the percentage of the
time during which the subject remained inside the centre
as a percentage of the overall time of the lighting of the
centre (hits). The best of three trials, that is, the one with
the longest time into the target, was recorded for subsequent analysis (Figure 4).
All the variables analysed were recorded from the
best trials because we aimed to compare maximal performance and not patterns obtained by averaging the data
from several trials (Bosco et al., 1999; Macpherson et al.,
1995).
The reliability of the main variables was assessed
with the intraclass correlation coefficient (ICC) and the
typical error, from three measurements of each variable
(Hopkins 2000). In a pilot study, carried out with six
subjects, the ICCs were very high for all the variables
(0.94-0.99). Typical errors in the jump height, F2 value,
area covered by COP in the test of the static balance on
monopodal and hits from the postural sway test were 0.16
cm, 0.11 BW, 7.37 cm2 and 2.47%, respectively.
Figure 4. Schematic illustration of the postural sway test (left) and typical representation of the path of the
centre of pressures on the force platform (right).
Ankle taping, balance and jump
354
Table 2. Differences between taped and untaped conditions in terms of balance performance variables. Data are means
(±SD).
Balance tests
Postural sway
NT
T
% difference
Time (s)
2.125 (.273)
2.284 (.271)
7.55
Hits (%)
60.00 (10.89)
60.23 (11.90)
.37
Static balance
Average X (cm)
40.2 (5.1)
43.4 (6.9) *
8.05
Average Y (cm)
-30.3 (19.0)
-27.1 (17.9)
10.60
Area (cm2)
88.17 (50.09)
91.14 (38.88)
3.36
NT = without ankle taping; T = with ankle taping; * = p < 0.05
Data analysis
Based on the data obtained in a pilot study, the minimal
number of subjects required with a power of 0.8 and a
level of significance α of 0.05 was calculated to be 14,
considering differences in F2 between T and NT. Descriptive statistics included mean and standard deviations;
relationships between variables were examined using
Spearman´s correlation test. Differences between T and
NT conditions were assessed with the Wilcoxon matchedpair test. Significance was accepted at the level of P <
0.05.
Table 4. Main correlations found between the taped and
untaped conditions.
Variable
r
Static balance area
.80 ***
PF
.73 **
PP
.92 ***
h
.98 ***
F1
.93 ***
F2
.87 ***
T1
.61 *
T2
.83 ***
TBW
1.00 ***
Static balance area = area covered by the centre of pressures during the
static balance test; PF = peak vertical force; PP = peak power; h = jump
height; F1 = first peak vertical force value; F2 = second peak vertical
force value; T1 = time elapsed from contact to F1; T2 = time elapsed
from contact to F2; TBW = time from feet contact until the vertical
ground reaction forces reach the subject´s weight for the first time after
the landing; * p < 0.05; ** p < 0.05; *** p < 0.001.
Results
Tables 2 and 3 show the means, standard deviations, percentage differences, and the levels of significance of the
variables studied in the balance and jump tests, respectively. There were only significant differences in the average of X values in the static balance test (3.23 cm, 95%
CI -1.28 to 7.74) and in the F2 value of the landing (0.66
BW, 95% CI -0.64 to 1.96), with greater values noted in
the T condition in both cases.
The most important correlations between the T
and NT conditions are shown in Table 4. There were
significant correlations among variables in all the tests,
with the exception of the postural sway test. There was a
significant negative correlation between F2 and T2 in
both conditions (T: r = -0.66 (95% CI -0.88 to -0.23), p <
0.01; NT: r = -0.58, (95% CI -0.85 to -0.10), p < 0.05).
Discussion
In the T condition, there were no performance decreases
in the balance tests (Table 2). These results agree with the
studies of Hertel et al. (1996) and Paris (1992), who found
no differences between taped and untaped subjects in
static balance tests. Nonetheless, Bennell and Godie
(1994) reported performance decreases with ankle taping,
whereas Feuerbach and Grabiner (1993) found performance improvements. This discrepancy could be explained
by the different body positions during the balance tests.
For example, the subjects of Bennell and Goldie carried
out the test with the free leg 10 cm above the ground level
and with their eyes closed, a less stable situation than the
one utilised in the present study. In addition, there were
differences in the ankle taping influence on the subjects in
the static and dynamic balance tests: in the static test, the
pressure on the ankle by the taping could increase the
exteroceptive inputs and therefore improve balance control; however, in the dynamic test, the ROM restriction
imposed by the taping could decrease the balance performance. The differences found in the average position
of X values during the static balance test between the T
and NT conditions showed that ankle taping slightly
modified the position of the COP during the test and led
to a performance decrease in this test, although the differences in the area covered by the COP were not significant. The correlations found in all the tests, with the exception of postural sway, showed that ankle taping would
have a similar influence over all the subjects (Table 4).
Contrary to previous reports (Burks et al., 1991;
Mackean et al., 1995; Verbrugge, 1996), there were no
performance decreases during the push-off phase of the
jump. The studies that have found lower jump heights
with taping used jump tests with arm swing, without a
standardisation of the arm or body movement before the
Table 3. Differences between taped and untaped conditions in the counter movement jump test. Data are means (±SD).
Jump tests
Push off phase
Landing phase
PF (BW)
PP (W/kg)
h (cm)
F1 (BW)
F2 (BW)
T1 (s)
T2 (s)
TBW (s)
2.48 (.23)
46.92 (9.90)
.33 (.10)
2.49 (.94)
5.38 (1.61)
.017 (.009) .057 (.023) .350 (.169)
NT
2.52 (.29)
45.82 (8.18)
.32 (.10)
2.41 (1.22) 6.04 (1.87) * .013 (.005) .052 (.019) .327 (.143)
T
1.37
2.35
.98
3.28
12.35
23.62
6.43
16.88
% difference
NT = without ankle taping; T = with ankle taping; PF = peak vertical force; PP = peak power; h = jump height; F1 = first peak vertical force value; F2
= second peak vertical force value; T1 = time elapsed from contact to F1; T2 = time elapsed from contact to F2; TBW = time from feet contact until
vertical ground reaction forces reach the subject´s weight for the first time after the landing; * = P < 0.05.
Abian-Vicen et al.
push-off phase. The subjects in the present study started
from still position and were not allowed to perform any
preparatory movements before the jump. The ankle taping
might have a different degree of influence, depending on
the jump test utilised. The restriction produced by the
taping in the movements of the push-off phase and the
greater coordination required in the less standardised
jump tests, and even in those performed in actual competitions, could lead to lower jump heights compared with
the jump tests performed from still position and without
arm swing because the jump tests performed in the present study did not include preparatory movements like
lateral or forward displacements before the push-off
phase.
There was an increase of 0.66 BW (95% CI -0.64
to 1.96) in F2 values in the T condition. The higher F2
values may be associated with a greater risk of injury
(Dufek and Bates, 1991; Hewett et al., 2005; Louw et al.,
2006) because, in actual competitions, the unpredictable
environment (team mates, the ball, the opponents, etc.)
makes it difficult to focus attention on the landing movement. Therefore, it is very important to have automated
movement patterns and avoid large peak forces during the
landings while the subjects are focusing their attention on
other aspects of the game. The participants of the present
study had no previous experience with ankle taping and
the results may have been different if they were accustomed to wearing ankle taping.
There was a low but significant negative correlation between F2 and T2 (T: r = -0.66, p < 0.01 and NT: r
= -0.58, p < 0.05). If the ankle plantarflexors do enough
eccentric work during the first moments after feet contact,
F2 will appear later in the force-time record, and the F2
value will be lower because part of the force will have
been absorbed by the plantarflexor muscles and, therefore, this peak value will be delayed in time. Most types
of ankle tapings limit the ankle plantarflexion ROM,
which can increase even more the F2 value.
Conclusion
In conclusion, the use of prophylactic ankle taping had
almost no influence on the balance or jump performance
of healthy young subjects. In contrast, ankle taping could
increase the risk of injury during landings because the
peak forces were increased in the taped condition. This
fact points to a proper use of ankle taping, only when it is
required, like in those instances where alternative methods such as propioception, technique training, or strengthening of the ankle stabilizer muscles have failed. Future
research should evaluate the effects of landing training on
the force values to teach subjects who need ankle taping
to decrease the vertical force values and, consequently,
the risk of injury.
Acknowledgments
This study was partially supported by the European Social Fund and by
the Council of Education of the Junta de Comunidades de Castilla-La
Mancha, Spain.
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Key points
• Ankle taping has no influence on balance performance.
• Ankle taping does not impair performance during
the push-off phase of the jump.
• Ankle taping could increase the risk of injury during
landings by increasing peak forces.
Javier Abián-Vicén
Faculty of Sports Sciences, University of Castilla-La Mancha,
Avenida Carlos III s/n 45071 Toledo, Spain
AUTHORS BIOGRAPHY
Javier ABIÁN-VICÉN
Employment
Research Fellow, Faculty of Sports
Sciences, University of Castilla-La
Mancha, Spain.
Degree
MSc
Research interest
Biomechanics, ankle taping, risk of
knee injury in landings.
E-mail: Javier.abian@uclm.es
Luis M. ALEGRE
Employment
Assistant Professor, Faculty of Sports
Sciences, University of Castilla-La
Mancha, Spain.
Degree
PhD
Research interest
Biomechanics, muscle mechanics.
E-mail: luis.alegre@uclm.es
José M FERNÁNDEZ-RODRÍGUEZ
Employment
Physical Therapist, Associate Professor.
School of Physiotherapy and Nursery,
University of Castilla-La Mancha.,
Spain.
Degree
PT
Research interest
Prophylactic taping, rehabilitation.
E-mail: JoseManuel.Fdez@uclm.es
Amador J. LARA
Employment
Research Fellow, Faculty of Sports
Sciences, University of Castilla-La
Mancha, Spain.
Degree
MSc
Research interest
Biomechanics, strength training.
E-mail: Amador.lara@uclm.es
Marta MEANA
Employment
Associate Professor, Department of
Physical Activity and Sports, Catholic
University San Antonio, Murcia, Spain.
Degree
PhD
Research interest
Biomechanics, ankle taping, training
performance.
E-mail: mmeanariera@gmail.com
Xavier AGUADO
Employment
Professor, Faculty of Sports Sciences,
University of Castilla-La Mancha,
Spain.
Degree
PhD
Research interest
Biomechanics, ankle taping, injury
prevention, muscle mechanics.
E-mail: xavier.aguado@uclm.es
October 6, 2008
Mr. Javier Abián-Vicén
University of Castilla-La Mancha
Faculty of Sports Sciences
Avenida Carlos III s/n
Toledo, Toledo 45071
Spain
Paper No. FAI-2008-003281R: "Prophylactic ankle taping: elastic versus inelastic
taping".
Dear Mr. Abián-Vicén,
We are pleased to inform you that your manuscript has been accepted for publication in
Foot & Ankle International. Your contribution is greatly appreciated.
Upon receipt of the signed copyright signature form, the manuscript will be sent to our
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We certainly appreciate your willingness to submit this paper for peer review, as well as
your cooperation in putting it into its final form.
Sincerely,
David B. Thordarson, M.D.
Editor-in-Chief
Foot & Ankle International
dthordarson@faijournal.com
Title: PROPHYLACTIC ANKLE TAPING: ELASTIC VERSUS INELASTIC
TAPING
Javier Abián-Vicén, MSc, Research Fellow, Faculty of Sports Sciences, University
of Castilla-La Mancha, Spain. Contribution: the conception and design of the study,
acquisition of data, anaylsis and interpretation of data, drafting the article, final
approval of the version to be submitted.
Luis M. Alegre, PhD, Assistant Professor, Faculty of Sports Sciences, University of
Castilla-La Mancha, Spain. Contribution: analysis and interpretation of data, revising
it critically for important intellectual content, final approval of the version to be
submitted.
José M Fernández-Rodríguez, Physical Therapist, Associate Professor, School of
Physiotherapy and Nursery, University of Castilla-La Mancha. Contribution:
acquisition of data, revising it critically for important intellectual content, final
approval of the version to be submitted.
Xavier Aguado, PhD, Professor, Faculty of Sports Sciences, University of CastillaLa Mancha, Spain. Contribution: the conception and design of the study, analysis and
interpretation of data, drafting the article, final approval of the version to be
submitted.
Correspondence:
Javier Abián-Vicén
Facultad de Ciencias del Deporte
Universidad de Castilla-La Mancha.
Campus Tecnológico Antigua Fábrica de Armas.
Avenida Carlos III S/N. 45071. Toledo (España)
Tel.: +34-925-268800 (ext. 5516)
E-mail: javier.abian@uclm.es
Fax: +34-925-268846
1
Title: Prophylactic ankle taping: elastic versus inelastic taping
2
3
4
ABSTRACT
5
Background: The ankle is one of the most injured joints in sport, and therefore it is
6
frequently protected with prophylactic ankle taping. This study aimed first, to
7
compare the mechanical fatigue of two types of prophylactic ankle taping after 30 min
8
of intense exercise, one made with elastic tape (ET) and the other with inelastic tape
9
(IT) and second, to investigate the subjects’ perception on the tape restriction and
10
comfort.
11
Materials and Methods: Twenty seven active women (mean age=20.6±4.1 years),
12
without previous ankle injuries volunteered for the study. The participants were tested
13
on three different conditions: with elastic ankle taping, with inelastic taping and
14
without taping, before and after 30 minutes of intense exercise. The ankle passive
15
ranges of movement (ROMs) were measured before and after exercise, and a
16
subjective scale on taping comfortableness and restriction was completed by the
17
subjects.
18
Results: Both types of ankle taping showed less ROM restriction after 30 min of
19
exercise in the inversion (IT=27% and ET=21%), and in the plantarflexion (IT=8%
20
and ET=6%). The IT showed more losses of restriction than the ET, with significant
21
differences in the inversion (p<0.05). The participants perceived the ET as more
22
comfortable and less restrictive.
23
Conclusion: We would recommend the use of ET as the first choice in the
24
preparation of prophylactic ankle taping because it produces the same restriction in
25
the ROM than the IT with less taping fatigue, and is perceived as more comfortable
26
and less restrictive by the users.
27
Key words: Biomechanics, Ankle injuries, Taping, Range of movement
1
1
2
INTRODUCTION
3
The ankle is one of the joints in the body most prone to injury that is
4
frequently protected with prophylactic taping, especially in team sports.5,12,13,15,22 Tape
5
can be inelastic, elastic, or a mixture of both, although the most commonly used is
6
inelastic (Table 1). Despite this, no study was found to compare inelastic to elastic
7
taping on the restrictions in the range of movement (ROM) or the modifications
8
produced by the loss of restriction after exercise. This lack of studies could be due to
9
the utilization of elastic taping restricted only to therapeutic contexts.11 Nonetheless,
10
with the new fabrics, it was believed that elastic tape can be efficaciously used in
11
prophylactic ankle taping, with a greater comfort level for the user.
12
13
Most of the studies show that an ankle taping is fatigued under mechanical
14
loading, like any other fabric. Even more, as the training session or competition is
15
completed, the taping loses part of its mechanical properties, which will affect the
16
ROM restriction effectiveness.1,6,19,20,23 The ankle taping effectiveness is reduced after
17
20 min of exercise; therefore, it should be replaced or reinforced periodically.11
18
19
The purpose of this study was twofold. First, to compare the mechanical
20
fatigue of two types of prophylactic ankle taping techniques (elastic versus inelastic),
21
used to limit inversion and plantarflexion after 30 minutes of intense exercise.
22
Second, to study subjects’ perception of tape restriction and comfort and its relation to
23
ROM restrictions for each type of tape.
24
25
METHODS
26
Twenty seven young women volunteered for the study (Age = 20.6 ± 4.1
27
years; Body mass = 58.45 ± 6.95 kg; Height = 164.3 ± 6.2 cm). The participants gave
2
1
their informed written consent to participate in the study. The experiment was
2
conducted based on the guidelines of the American Physiological Society and the
3
study protocol was approved by the local Institutional Review Board. All the subjects
4
were physically active (at least two days/week), but none was engaged in any type of
5
structured physical training. None of them used ortheses or had lower limb injuries in
6
the last two years. Through physical examination, an experienced physical therapist
7
confirmed that the participants had not suffered a ligament injury that led to joint
8
instability. The subjects performed all the tests with indoor court shoes with similar
9
characteristics.
10
11
All subjects underwent a familiarization session, after which they attended
12
three experimental sessions in the same week: without taping (NT), with inelastic
13
taping (IT), and with elastic taping (ET). Testing order was randomized to control for
14
possible treatment order effects. Two different types of taping (one with IT and the
15
other with ET) were done on both ankles, with prewrap around the level of both
16
malleoli (Cramer. BSN Medical. Vibraye, France). The ankle taping was designed to
17
limit inversion and plantarflexion.
18
19
The IT (Strappal. BSN medical. Vibraye, France) was adapted from the one
20
proposed by Neiger,21 with two anchors applied to the skin according to the subjects’
21
body dimensions. The inferior adhesive anchor was applied over the metatarsal head,
22
and the upper anchor was applied 36% proximal from the lateral malleolus to the
23
fibular head. Eight active strips limited ankle inversion and plantarflexion, and from
24
13 to 17 strip locks were utilized, depending on the size of the lower limb (Figure 1).
25
26
For the ET (Tensoplast Sport. BSN Medical. Vibraye, France) designed
27
according to Neiger,21 two anchors, standardized to the subjects’ body dimensions,
3
1
were also utilized: inferior anchor was applied over the metatarsal heads, and the
2
upper anchor, 82% proximal from the lateral malleolus to the fibular head. Six active
3
strips, which were tighten according to the size of the lower limb, limited inversion
4
and plantarflexion (Figure 2).
5
6
The design of the two types of ankle taping was slightly different.
7
Nonetheless, the resultant vector of the active strips was similar in both designs, and
8
the level of restriction preexercise was also similar in all the ROMs analyzed (see
9
results). We aimed to compare two different types of ankle taping (tape + taping
10
design) rather than merely compare the mechanical characteristics of two different
11
types of fabric. The elastic and inelastic ankle taping were those usually utilized by
12
physical therapists, and they are done with different tapes and designs.
13
14
To analyze the changes produced in the ROM by the taping fatigue, subjects
15
carried out a 30-min exercise session conducted by a researcher, with the following
16
protocols:
17
-
18
19
Eight-minute warm-up: 5 min of light jogging followed by stretching
and several submaximal and maximal jumps.
-
Two sets of six maximal jumps: first of counter movement jumps
20
(CMJ, vertical jump with hands on hips) and the second set of
21
Abalakov jumps (vertical jump with arm swing), with 2-min and 30 s
22
rest between sets and repetitions, respectively.
23
-
Two sets of six landings, with the aim of performing them as soft as
24
possible: the first set from a landing height of 0.30 m, and the second
25
set from 0.75 m, with 2-min and 30 s rest between sets and repetitions,
26
respectively.
27
4
1
The ROM was measured by an experienced physical therapist with a manual
2
goniometer (Alimed Inc, Dedham MA) to test the taping restriction and its possible
3
fatigue. ROM measurements of maximal passive static dorsiflexion, plantarflexion,
4
inversion, and eversion were performed in the right ankle with the subject lying prone
5
on a couch, following the metodology utilized in previous studies.19,20,24 The term
6
“inversion” was defined as the one axis movement in the subtalar joint, which leads to
7
push with the lateral side of the foot against the ground. Range of movement
8
measurements were carried out in the resting condition, before and after exercise in
9
the three test sessions (NT, IT, and ET), and without the ankle taping, after the two
10
experimental conditions (IT and ET), (Figure 3). In the present study, restriction has
11
been defined as the differences between preexercise measurements without taping
12
versus preexercise measurements with taping and taping fatigue as the differences
13
between preexercise measurements with taping versus postexercise measurements
14
with taping.
15
16
The reliability of the ROM was assessed with the intraclass correlation
17
coefficient (ICC) and the typical error, from three measurements of each variable16. In
18
a pilot study, carried out with 13 subjects, the ICCs were high for all the variables
19
(0.89-0.98). Typical errors in the dorsiflexion, plantarflexion, inversion and eversion
20
were 0.85 degrees, 0.96 degrees, 0.87 degrees and 0.85 degrees, respectively. Typical
21
error, expressed as coefficient of variation12 for each variable was: dorsiflexion =
22
6.7%, plantarflexion = 1.6%, inversion = 3.5% and eversion = 10.6%.
23
24
A day after completing all the tests, the subjects ranked the degree of taping
25
restriction and level of comfort using a scale from zero (minimum) to ten (maximum).
26
5
1
The data were analyzed using the software package Statistica for Windows (v.
2
7.0, StatSoft, Oklahoma, USA). The experimental situations (NT, IT, ET) and the
3
time of the measurements were considered as independent variables. Range of
4
movements (right ankle dorsiflexion, plantarflexion, inversion, and eversion) were
5
considered as dependent variables. A two factor ANOVA (three taping conditions ×
6
four moments of measurement) was utilized to compare the effects of exercise on the
7
different taping conditions, and the possible differences between the three taping
8
conditions at each moment. The Scheffé procedure was used for post hoc analysis
9
where necessary. Significance was set at P < 0.05.
10
11
The minimal number of subjects required with a power of 0.9 and a level of
12
significance α of 0.05 was calculated to be 14, considering the IT fatigue in the ankle
13
inversion. The statistical power with the sample of the present study (n = 27) was
14
0.99, with a bilateral α error of 0.05.
15
16
RESULTS
17
There were no significant differences between the IT and ET in any of the
18
situations, and between the pre- and post-exercise without the ankle taping, except for
19
the plantarflexion ROM (p < 0.05) (Table 2).
20
21
Both types of taping produced significant ROM restrictions in the ankle
22
plantarflexion and inversion (p < 0.001), while there were no significant ROM
23
restrictions in the dorsiflexion and eversion movements. From the measurements after
24
exercise, with both types of taping, there were significant increases in the
25
plantarflexion (IT = 4.70 degrees, p < 0.05; ET = 3.70 degrees, p < 0.001) and in the
26
inversion ROMs (IT = 5.70 degrees, p < 0.05; ET = 4.37 degrees, p < 0.001) (Table
27
3). The IT was more fatigued than the ET in the inversion movement (p < 0.05). The
6
1
ET showed more fatigue in the plantarflexion, although this difference did not reach
2
statistical significance (p = 0.25) (Figure 4). In the measurements without taping,
3
before and after the IT and ET conditions, there were only significant increases in the
4
plantarflexion ROM (p < 0.01).
5
6
The scale on comfort level and taping restriction showed that the subjects
7
considered the ET as more comfortable and less restrictive than the IT (IT = 5.10 and
8
ET = 7.76; IT = 7.06 and ET = 3.70, p < 0.001, comfort level and restriction,
9
respectively) (Figure 5).
10
11
DISCUSSION
12
Both types of ankle taping showed less ROM restriction after 30 min of
13
exercise in the inversion (IT = 27% and ET = 21%) and in the plantarflexion (IT = 8%
14
and ET = 6%). Earlier, similar results have been previously reported with
15
IT,1,6,8,18,19,26 but so far, and to the best of our knowledge this is the first study, which
16
has found a similar behavior with elastic ankle taping. The IT showed more losses of
17
restriction than the ET, with significant differences in the ankle inversion (p < 0.05)
18
and no significant differences in the plantarflexion (p = 0.25). This could be due to the
19
different mechanical behavior of the inelastic taping, which shows a sudden
20
restriction, in a different way than that of an elastic one, with a gradual restriction that
21
increases toward the mechanical threshold.
22
23
There were no differences in the ROM restrictions before exercise in the two
24
types of taping, although the participants perceived the ET as more comfortable and
25
less restrictive than the inelastic one. Even in the study of Gross et al.,7 there was no
26
concordance found between the subjects’ perceptions and the ROM measurements
27
while comparing an ankle orthosis and a preventive IT. The orthosis utilized by Gross
7
1
et al. and the ET used in this study were made of a more compliant material,
2
compared to the IT, and showed a more gradual mechanical threshold with the same
3
ROM restriction, which could be the reason that the elastic braces and taping were
4
perceived as more comfortable and less restrictive by the subjects of both studies.
5
6
Both types of taping were effective in the restriction of ankle inversion (IT =
7
41% and ET = 42%) and plantarflexion (IT = 15% and ET = 11%), because the
8
combination of both movements is associated with the most usual mechanism of ankle
9
sprain; nonetheless, neither ankle taping techniques had an influence on dorsiflexion
10
or eversion. The selective restriction only in given movements are important in sport,
11
to minimize the possible influence of the ankle taping in sport performance. Earlier
12
studies have reported similar results on ankle ROM restriction with IT.4,6,8,26
13
14
The increase found in the ankle plantarflexion ROM in the NT condition after
15
exercise was probably caused by the warming of the different ankle structures. From
16
our point if view, this ROM increase only appeared in the plantarflexion because the
17
exercise tasks consisted of jumps and landings, movements that are mainly produced
18
in the sagittal plane. If the exercise session had included running exercises with sharp
19
changes of direction, the lateral ROMs of the subtalar joint would have been also
20
affected. Alt et al.1 found increases in the skin temperature of 3.8ºC after 30 min of
21
exercise without taping, and from 5.7 to 5.9°C with different types of elastic taping.
22
these temperature increases could explain, at least in part, the ROM increases found in
23
the NT condition after exercise and in the ET and IT conditions after exercise with the
24
ankle taping removed. The exercise session carried in this study was shorter than that
25
performed by the subjects of Alt et al.,1 however, all the tasks were maximal.
26
8
1
In conclusion, the use of ET is recommended as the first choice in the
2
preparation of prophylactic ankle taping because it produces the same restriction in
3
the ROM than the inelastic one with less fatigue, and is perceived as more
4
comfortable and less restrictive by the users.
5
6
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19
20
TABLE AND FIGURE LEGENDS
21
Table 1: Studies on the restriction in the range of movement and taping fatigue in
22
prophylactic ankle taping (M = Males; F = Females; ROM = Range of Movement).
23
24
Table 2: Ranges of movement of dorsiflexion, plantarflexion, inversion, and eversion.
25
(* = Significant differences between pre- and post-exercise, p < 0.05).
26
11
1
Table 3: Differences in dorsiflexion, plantarflexion, inversion, and eversion. The
2
situations compared were (1) restriction: pre-exercise measurement without taping
3
versus post-exercise measurement with taping; (2) taping fatigue: pre-exercise
4
measurement with taping vs. post-exercise measurement with taping; (3) pre-post:
5
pre-exercise measurement without taping versus post-exercise measurement without
6
taping (* = p < 0.05; ** = p < 0.01; p < 0.001).
7
8
Figure 1: Preparation of the prophylactic ankle taping with inelastic tape (2 =
9
anchors; 3, 4, and 5 = active strips; 6 = strip lock).
10
11
Figure 2: Preparation of the prophylactic ankle taping with elastic tape (2 = anchors;
12
3, 4, and 5 = active strips; 6 = strip lock).
13
14
Figure 3: Experimental design. Range of movement (ROM) measurements thorough
15
the study.
16
17
Figure 4: Loss of restriction in the two types of ankle taping (* = p < 0.05).
18
19
Figure 5: Subjective subject’s perception on the ankle taping utilization (*** = p <
20
0.001).
21
22
23
24
25
26
27
12
1
FIGURE 1
2
3
FIGURE 2
4
5
FIGURE 3
6
7
13
1
FIGURE 4
2
3
FIGURE 5
4
5
6
7
8
14
1
TABLE 1
TYPE OF FABRIC
Inelastic
Mixture of elastic and
inelastic
2
3
STUDY
n
GENDER
AGE (YEARS)
SUBJECTS' CHARACTERISTICS
Alt et al. (1)
12
5 F, 7 M
F (22.4), M (24.1)
Healthy
MEASUREMENT
ROM-Restriction
Bruns et al. (2)
20
--
--
Cadavers without injuries
ROM-Restriction
ROM-Fatigue
Greene and Hillman (6)
7
F
18-21
Healthy
Gross et al. (8)
16
8 F, 8 M
F (26.0 ± 3.8), M (26.1 ± 4.7)
Healthy
ROM-Fatigue
Hubbard and Kaminski (10)
16
8 F, 8 M
21.6 ± 1.7
Unstable ankles
ROM-Restriction
Kaminski and Gerlach (14)
20
F
20.8 ± 2.7
Healthy
ROM-Restriction
Lindley and Kernozek (16)
11
M
21.1 ± 1.7
Healthy
ROM-Restriction
Lohrer et al. (17)
40
22 F, 18 M
23.6
Healthy
ROM-Fatigue
Martin and Harter (18)
10
5 F, 5 M
23.4 ± 2.5
Healthy
ROM-Fatigue
Meana et al. (19)
15
M
23.4 ± 1.9
Healthy
ROM-Fatigue
Metcalfe et al. (20)
10
F
26.5 ± 3.69
Healthy
ROM-Fatigue
Paris et al. (23)
30
M
22.0 ± 3.3
Healthy
ROM-Fatigue
Shapiro et al. (25)
5
M
20-65
Cadavers
ROM-Restriction
ROM-Restriction
De Clercq (3)
7
M
23.0 ± 1.3
Healthy
Gross et al. (7)
16
8 F, 8 M
F (22 ± 2), M (27 ± 7)
Healthy
ROM-Fatigue
Wilkerson (26)
30
M
--
Healthy
ROM-Fatigue
TABLE 2
WITHOUT TAPING
Dorsiflexion (degrees)
PRE-EXERCISE WITH TAPING
POST-EXERCISE WITH TAPING
POST-EXERCISE WITHOUT
TAPING
Familiarization
Pre-exercise
Post-exercise
Elastic taping
Inelastic taping
Elastic taping
Inelastic taping
Elastic taping
Inelastic taping
17.89 ± 7.43
18.40 ± 6.96
18.89 ± 6.31
16.37 ± 7.21
15.93 ± 6.36
17.11 ± 7.69
17.33 ± 6.75
18.59 ± 6.95
18.89 ± 6.66
68.74 ± 8.34
Plantarflexion (degrees)
65.44 ± 8.22
67.59 ± 7.80
69.22 ± 8.58 (*)
58.15 ± 7.44
55.93 ± 6.98
61.85 ± 6.72
60.63 ± 7.02
68.59 ± 6.92
Inversion (degrees)
36.00 ± 4.57
36.67 ± 4.08
37.48 ± 4.69
20.96 ± 5.12
21.33 ± 3.76
25.33 ± 5.43
27.04 ± 4.62
38.44 ± 3.69
37.85 ± 3.42
4
Eversion (degrees)
13.93 ± 2.25
14.15 ± 1.99
14.22 ± 1.87
13.48 ± 1.81
13.48 ± 1.63
14.07 ± 1.80
13.26 ± 1.58
14.66 ± 2.15
13.93 ± 1.88
5
TABLE 3
DORSIFLEXION (degrees)
6
PLANTARFLEXION (degrees)
INVERSION (degrees)
EVERSION (degrees)
Inelastic
Elastic
Inelastic
Elastic
Inelastic
Elastic
Inelastic
Elastic
1.- Restriction
-1.96
-1.52
-9.52 (***)
-7.30 (***)
-14.66 (***)
-15.04 (***)
-0.44
-0.44
2.- Taping fatigue
1.41
0.74
4.70 (*)
3.70 (***)
5.70 (*)
4.37 (***)
0.22
0.59
3.- Pre-Post
4.44
0.70
1.28 (**)
4.04 (**)
1.83
2.44
0.93
0.74
15
Anexo 4: Pósters
Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Aguado X. (2006). Kinetic differences between men
and women in six landing situations. 11th Annual Congress of the European
College of Sport Science. Lausanne (Suiza).
Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Rubio JA, Aguado X. (2007). Differences between
men and woman in landings from jump tests. 12th Annual Congress of the
European College of Sport Science. Jyväskylä (Finlandia).
Abián J, Alegre LM, Fernández JM, Aguado X. (2007). Kinetic analysis of the range
of movement with two types of prophylactic ankle taping: inelastic vs elastic
taping. 12th Annual Congress of the European College of Sport Science.
Jyväskylä (Finlandia).
KINETIC DIFFERENCES BETWEEN MEN AND WOMEN
IN SIX LANDING SITUATIONS
Javier Abián, Luis M. Alegre, Amador J. Lara and Xavier Aguado.
11th Annual Congress
of the ECSS
Universidad de
Castilla-La Mancha
Biomechanics Laboratory. Faculty of Sports Sciences, Toledo. Spain.
1- INTRODUCTION
FLIGHT PHASE
5
6
WUE
1
2
3
UE
The relative contribution of the upper extremities in
the landings was quantified from the difference between
the tests with and without the hands on the hips. The use
of the upper extremities during the landing reduced the
value of F2 by 13.46% in women and 10.26% in the
men's group. In the landing situations, there were
significant differences between tests in F2, only in the
women's group (P < 0.05) (Table 2).
STA
**
**
Female
Male
8
BDJ
**
Figure 2: Key instants of the landing and the previous phase in the six situations analyzed (4 = first contact with the
ground; 5 = lowest height of the center of gravity during the landing, except in the STA test, where it matches with first
ground contact out of the force plate; 6 = final position; WUE = landing without upper extremities; UE = landing with
the use of upper extremities; BDJ = landing before a drop jump; STA = sudden start after landing).
3- RESULTS
Taking the whole sample, there were significant
correlations (P < 0.05) between the CMJ and DJ jump
heights and F2 in the landings from 0.75 m, but not in
the landings after jumps from the ground (Figure 3).
There were only significant differences in F2 between
men and women in the landings from 0.75 m, with
greater F2 values in the women's group (P < 0.05)
(Table 1 and Figure 4).
*
7
ns
ns
F2 (BW)
Landings are common in sport activities, and have
been reported to be one of the mechanisms of injuries
of the anterior cruciate ligament (ACL) (2,4), because
two thirds of these injuries happen during the landing
from a jump. This is particularly important among
young athletic women, because they have specific
characteristics that increase the risk of injury during
drop landings (3,6).
The greatest risk of injury to the ACL during the
landing is located in the first 25% of the total landing
time, with knee flexion from 33º to 48º, and the ACL
resists the largest strain around 0.040 s after the first
contact, moment that corresponds to the higher peak
vertical force value (F2) (Figure 1) (1,5). Some
researches have established relationships between
large F2 values and greater tension in the ACL (3,5).
The aim of this study was to make comparisons
between men and women in six different types of
landings, from a kinetic point of view.
LANDING PHASE
4
6
5
4
WUE
UE
BDJ
ADJ
WUE
UE
PDJ
DJ
SAL
* (F)
*** (F)
WUE
UE
Correlation between CMJ height and F2 in the BDJ test
F2 (BDJ) = 13.076 - 18.3 2 * h (CMJ)
r = - 0.6952; p<0.05
DJ
o Female
Male
CMJ
F2 (BW)
10
6
4
Fifteen female (age 18.8 ± 1.0 years, height 164.8
cm ± 7.1, weight 60.53 kg ± 5.66) and 15 male
university students (age 22.1 ± 2.3 years, height 176.6
cm ± 6.2, weight 72.11 kg ± 6.21), all of them physically
active, volunteered for the study. The force-time data
from six different landing situations were recorded,
four of the landings from 0.75 m (without the use of the
upper extremities, with upper extremities, just before a
drop jump, after a sudden start), and two landings after
a jump from the ground: [after drop jump (DJ) and after
counter movement jump (CMJ)] (Figure 2).
Ground reaction forces were measured with a
piezoelectric Kistler force plate model 9281 CA
(Kistler, Winterthur, Switzerland), at 1000 Hz. There
were analyzed the following variables: jump height, F2
and the time elapsed from the ground contact to F2
(T2).
0.20
0.25
0.30
0.35
0.40
0.45
0.50
h (m)
0.55
Figure 3: Relationship
between CMJ jump
height (h) and the
second peak vertical
force value (F2) in the
landing test before a
drop jump (BDJ).
FEMALE
2- METHODOLOGY
CMJ
*** (F)
* (F)
* (F)
*** (F)
CMJ
Table 2: Significant differences
found when comparing F2 in the
six landing situations (* = P <
0.05, *** = P < 0.001, F =
Females, WUE = landing without
upper extremities; UE = landing
with the use of upper extremities;
BDJ = landing before a drop
jump; ADJ = landing after a drop
jump; STA = sudden start after
landing; CMJ = counter
movement jump).
4- DISCUSSION/CONCLUSION
8
2
0.15
* (F)
* (F)
SAL
12
Figure 1: Vertical ground
reaction forces (VGRF)
during a landing from 0.75 m
(F2 = second peak force
value; T2 = time from contact
to the second peak force
value).
*** (F)
PDJ
14
STA
Figure 4: Differences between men and women in the second peak vertical force value (F2) (* = P < 0.05, ** = P <
0.01, *** = P < 0.001, WUE = landing without upper extremities; UE = landing with the use of upper extremities;
BDJ = landing before a drop jump; ADJ = landing after a drop jump; STA = sudden start after landing; CMJ =
counter movement jump).
F2
T2
h
X (SD) RANKING
X (SD) RANKING
X (SD) RANKING
WUE
8.10 (1.42) 2
0.037 (0.006) 6
0.75
UE
7.01 (1.61) 4
0.039 (0.005) 4
0.75
BDJ
8.15 (1.77) 1
0.038 (0.007) 5
0.75
ADJ
6.50 (1.94) 5
0.047 (0.017) 3
0.29 (0.04) 1
STA
7.43 (1.58) 3
0.048 (0.007) 2
0.75
CMJ
5.26 (1.18) 6
0.055 (0.021) 1
0.27 (0.03) 2
MALE
F2
T2
h
X (SD) RANKING
X (SD) RANKING
X (SD) RANKING
WUE
6.14 (1.62) 3
0.042 (0.007) 5
0.75
UE
5.51 (1.50) 5
0.043 (0.007) 4
0.75
BDJ
5.73 (1.60) 4
0.042 (0.005) 5
0.75
ADJ
6.63 (2.49) 1
0.055 (0.014) 2
0.43 (0.07) 1
STA
5.48 (1.20) 6
0.056 (0.012) 1
0.75
CMJ
6.33 (2.51) 2
0.050 (0.011) 3
0.40 (0.05) 2
Table 2: Means, Standard deviations and rankings of the variables studied; F2 = second peak vertical force, T2
= time from the contact to the second peak vertical force value and h = jump height (WUE = landing without
upper extremities; UE = landing with the use of upper extremities; BDJ = landing before a drop jump; ADJ =
landing after a drop jump; STA = Sudden start after landing; CMJ = counter movement jump).
The subjects who performed the highest jumps in
the DJ and CMJ tests, that is, with greater explosive
force, showed lower values of F2 in the landings from
0.75 m, while in the landings from the ground it would
be more relevant a good landing technique. The use of
the upper extremities during the landing reduced the
value of F2. A proper utilization of the upper limbs
during a landing is not always possible, but can reduce
the impact forces, and therefore, the risk of injury.
The increase in the vertical ground reaction forces
could transmit greater tension to the ligaments,
especially when they are more vulnerable (5). In this
sense, the gender differences only appeared in the tests
from high landing surfaces, where the women's group
appeared to be more sensitive to the landing height.
Further studies should analyze kinematics and
electromyography of the landing movements,
synchronized with the force-time record.
REFERENCES
1. Abián, J, L. M. Alegre, A. J. Lara, S. Sordo and X. Aguado. Capacidad de amortiguación en aterrizajes después de
ejercicio intenso. RED. 19 (3): 5-11, 2005.
2. Henry, J. H., B. Lareau and D. Neigut. The injury rate in professional basketball. Am J Sports Med. 10 (1):16-18,
1982.
3. Hewett, T. E., G. D. Myer, K. R. Ford, R. S. Heidt, A. J. Colosimo, S. G. Mclean, A. J. van den Bogert, M. V. Paterno
and P. Succop. Biomechanical measures of neuromuscular control and valgus loading of the knee predict anterior
cruciate ligament injury risk in female athletes. Am J Sports Med. 33:492-501, 2005.
4. Özgüven, H. and N. Berme. An experimental and analytical study of impact forces during human jumping. J
Biomech. 21:1061-1066, 1988.
5. Pflum, M. A., K. B. Shelburne, M. R. Torry, M. J. Decker and M. G. Pandy. Model prediction of anterior cruciate
ligament force during drop-landings. Med Sci Sports Exerc. 36:1949-1958, 2004.
6. Zazulak, B. T., P. L. Ponce, S. J. Straub, J. M. Michael, L. Avedisian and T. E. Hewett. Gender comparison of hip
muscle activity during single-leg landing. J Orthop Sports Phys Ther. 35:292-299, 2005.
DIFFERENCES BETWEEN MEN AND WOMEN
IN LANDINGS FROM JUMP TESTS
Javier Abián, Luis M. Alegre, Amador J. Lara, Jacobo A. Rubio and Xavier Aguado.
12th Annual Congress of the ECSS
Jul 11-14, 2007, Jyväskylä, Finland
Biomechanics Laboratory. Faculty of Sports Sciences, Toledo. Spain.
1- INTRODUCTION
3- METHODOLOGY
Jump tests are frequently used as a method
for evaluating explosive force in the lower
extremities. The subjects, researchers and
coaches tend to focus on the push-off and the
flight phases, because the purpose of the test
is to reach the greatest jump height.
Unfortunately, the landing phase is usually
neglected, although the landing movements
of jumps have been reported to be the main
cause of injury in some sports (1,2). The risk of
injury during maximal jump tests could be also
increased by a poor landing technique. In
other respect, women have shown to have a
different landing pattern than men during
sport competitions, which could explain, at
least in part, the greater risk of injury during
landings in female populations (2,3).
The push-off, flight and landing phases of
the countermovement jumps of 291 males
(age = 19.6 ± 2.8 years, body mass = 71.0 ±
8.6 kg, height = 174.9 ± 5.9 cm) and 92
females (age = 19.2 ± 2.6 years, body mass =
57.2 ± 7.1 kg, height = 164.3 ± 5.9 cm),
applicants to a Spanish faculty of sports
sciences, were analyzed with a force platform
(Figure 1). The maximal height of the center of
gravity (h) and peak power (PP) were
assessed during the push-off phase. During
the landing phase were analyzed the second
peak vertical force value (F2), the time
elapsed from the contact to F2 (T2) and the
vertical path of the center of gravity from the
feet contact to the lowest point of the landing
(Lr). The values of Lr were normalized to the
subject's height.
2- PURPOSE
To analyze the gender differences in the
vertical ground reaction forces and the
position of the center of gravity during the
landing phase of a jump test.
4- RESULTS
The greatest differences between men and
women were found in h (hwomen = 25.6 ± 3.5 cm;
hmen= 35.5 ± 4.5 cm, P < 0.001), PP (PPwomen =
39.9 ± 4.8 W/kg; PPmen= 50.2 ± 2.6 W/kg, P <
0.001) (Figure 2) and F2 (F2women = 5.89 ± 2.06
times body weight; F2men = 7.51 ± 2.38 times
body weight, P < 0.001) (Figure 3), with
greater values in the men's group. The
women's group showed a greater vertical
range of movement of the center of gravity
during the landing (Lrwomen = 11.1 ± 2.7%; Lr men
= 10.4 ± 2.4%; P < 0.05) (Figure 3). There
were significant correlations between F2 and
T2 (rall = -0.63, rwomen = -0.65 and rmen = -0.61)
and between F2 and Lr (rall = -0.56, rwomen = 0.59 and rmen = -0.55).
Figure 3: Differences between males and females in the second peak
vertical force value during the landing (F2) and the vertical path of the center
of gravity (Lr) (* = P < 0.05, *** = P < 0.001).
5- DISCUSSION/CONCLUSION
The F2 values of the present study are
greater than those found by other authors who
analyzed landings from similar heights,
probably because the subjects of the present
study focused their attention on reaching the
greatest jump height rather than performing a
soft landing.
The negative correlations found between F2
and T2 showed that as F2 was delayed, its
value decreased. As explained above,
another way to decrease F2 would be to
increase the duration of the landing
movement by a greater range of movement of
the center of gravity. In fact, we found slight,
but significant correlations between F2 and Lr.
This suggests that the landing technique is
important to reduce F2 values. It also
highlights the significance of prophylactic
training of a proper landing technique in
different backgrounds.
The lower values in the peak force values
during the landing phase found in the women's
group were related to a different landing
technique and the lower landing height,
compared to the men’s group. The low
relationships between the explosive force and
the ability of achieving low force values during
the landing would point out to the significance
of landing technique.
REFERENCES
1. Zelisko JA, Noble HB, Porter MA. Comparison of men´s and women´s
professional basketball injuries. Am J Sports Med 1982; 10:297-9.
2. Zazulak BT, Ponce PL, Straub SJ, Michael JM, Avedisian L, Hewett TE.
Gender comparison of hip muscle activity during single-leg landing. J Orthop
Sports Phys Ther 2005; 35: 292-9.
3. Chappell JD, Yu B, Kirkendall DT, Garrett WE. A comparison of knee
kinetics between male and female recreational athletes in stop-jump tasks. Am
J Sports Med 2002; 30:261-7.
Figure 1: Flight phase during the counter movement jump
Figure 2: Differences between males and females in the jump height and in
the peak power during the push-off phase (*** = P < 0.001).
KINETIC ANALYSIS OF THE RANGE OF MOVEMENT WITH TWO
TYPES OF PROPHYLACTIC ANKLE TAPING: INELASTIC VS. ELASTIC TAPING
Javier Abián, Luis M. Alegre, Jose M. Fernández and Xavier Aguado.
12th Annual Congress of the ECSS
Jul 11-14, 2007, Jyväskylä, Finland
1- INTRODUCTION
Biomechanics Laboratory. Faculty of Sports Sciences, Toledo. Spain.
3- METHODOLOGY
35
2- PURPOUSE
1.- To compare the changes in range of
movement (ROM) caused by the loss of
restriction of the ankle taping with two different
types of prophylactic ankle taping, one made
with inelastic tape (IT) (Figure 1) and the other
one with elastic tape (ET) (Figure 2) after 30
minutes of intense exercise (jump and landing
drills).
2.- To analyse the subjects' perception on
taping restriction and comfortableness, and
the relationships of this perception to the ROM
restrictions.
Subjects: 27 active young women (age =
20.6 ± 4.1 years; body mass = 58.5 ± 7.0 kg;
height = 164.3 ± 6.2 cm)
Procedures: They carried out three test
sessions randomly distributed (Figure 3):
1.- without taping
2.- with IT
3.- with ET
Variables: The ankle ROMs in plantarflexion,
dorsiflexion, pronation and supination were
assessed before and after the taping
procedure, and after exercise, with and without
the ankle taping. The subjects answered in a
day apart a scale where they ranked from 0
(minimum) to 10 (maximum) the degree or
taping restriction and its comfortableness.
Figure 2: Preparation of the prophylactic taping with inelastic tape (2 = anchors;
3,4 and 5 = active strips; 6 = strip lock).
25
20
15
5
0
supination
plantar flexion
Figure 4: Loss of restriction in the two types of ankle taping (* = P < 0.05).
10
***
9
inelastic tape
elastic tape
***
8
7
6
5
4
3
2
1
0
1
comfortable
2
PRE-TESTING
TESTIN: RANDOM DAYS IN THE SAME WEEK
- FAMILIARIZATION
- ANTROPOMETRY
- FOOT PRINT RECORD
- ROM WITHOUT TAPING
INELASTIC TAPING
ELASTIC TAPING
A: PRE-EXERCISE ROM WITH TAPING
B: 30-MIN EXERCISE
C: POST-EXERCISE ROM WITH TAPING
D: POST-EXERCISE ROM WITHOUT TAPING
NO TAPING
A: PRE-EXERCISE ROM
B: 30-MIN EXERCISE
C: POST-EXERCISE ROM
Figure 3: Experimental design: ROM measurements thorough the study.
4- RESULTS
Figure 1: Preparation of the prophylactic ankle taping with elastic tape
(2 = anchors; 3,4 and 5 = active strips; 6 = strip lock).
inelastic taping
elastic taping
*
10
perception by the subjects
The ankle is one of the most injured joints in
sport, and therefore it is frequently protected
with prophylactic ankle taping, designed for
subjects without previous ankle injuries (1).
Prophylactic ankle taping can be made with
different types of fabric, mainly inelastic
fibres. On the other hand, ankle taping made
with elastic fabric is more utilised in
therapeutic ankle taping, that is, designed for
subjects with previous injuries (2). It was
hypothesised that elastic tape could be
utilised in prophylactic ankle taping with the
same effectiveness as inelastic tape, and that
this kind of ankle taping would be more
comfortable for the users.
% of restriction
30
The ankle supination and plantar flexion were
significantly restricted with both types of taping
(IT = 40.74% and ET = 41.77%; IT = 14.54%
and ET = 11.15%; P < 0.001; percentage of
restriction in supination and plantar flexion,
respectively). After exercise, both types of
taping reduced the degree of restriction in
supination (IT = 26.74% and ET = 20.84%) and
plantar flexion (IT = 14.54% and ET = 11.15%).
The inelastic ankle taping loss more restriction
effectiveness than the elastic one (P < 0.05)
(Figure 4); furthermore, the elastic taping was
perceived by the subjects as more comfortable
(IT = 5.10 ± 1.75; ET = 7.76 ± 1.25, P < 0.001)
and less restrictive than the inelastic one (IT =
7.06 ± 1.42; ET = 3.70 ± 1.64, P < 0.001) (Figure
5).
restrictive
Figure 5: Subjective subject’s perception on the ankle taping utilization
(*** = P < 0.001).
5- DISCUSSION/CONCLUSION
Although there was a loss of restriction in
both types of ankle taping after exercise, this
loss was greater during the supination with the
inelastic taping (P < 0.05). This could have
been caused by the different behaviour of the
inelastic taping, with a gradual restriction that
increases towards the mechanical threshold
(3). The participants perceived the elastic
taping as more comfortable and less
restrictive than the inelastic one, probably
because its gradual restriction behaves
similar to that showed by the different ankle
structures. From these results, we would
recommend the use of elastic taping as the
first choice when preparing prophylactic ankle
taping to limit plantar flexion and supination.
REFERENCES
1. Hume PA, Gerrard DF. Effectiveness of external ankle support. Sports
medicine 25: 285-312. 1998.
2. Gross MT, Batten AM, Lamm AL, Lorren JL, Stevens JJ, Davis JM and
Wilkerson GB. Comparison of donjoy ankle ligament protector and subtalar
sling angle taping in restricting foot and ankle motion before and after exercise.
Journal of Orthopaedic and Sports Physical Therapy 19: 33-41. 1994.
3.Osborne MD and Rizzo TD. Prevention and treatment of ankle sprain in
athletes. Sports Medicine 33: 1145-1150. 2003.
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