UNIVERZITA KARLOVA V PRAZE 2. LÉKAŘSKÁ FAKULTA
Bc. Lenka Manhartová
POVRCHOVÁ ELEKTROMYOGRAFIE TRUPOVÝCH SVALŮ, GASTROSOLEÁRNÍHO KOMPLEXU A SLEDOVÁNÍ KONTAKTNÍCH SIL PŘI DYNAMICKÝCH ČINNOSTECH U BĚŽCŮ
Diplomová práce
Praha 2010
Jméno a příjmení autora: Bc. Lenka Manhartová Název práce: Povrchová elektromyografie trupových svalů, gastrosoleárního komplexu a sledování kontaktních sil při dynamických činnostech Pracoviště: Klinika rehabilitace a tělovýchovného lékařství UK 2. LF Vedoucí práce: Mgr. Petra Valouchová, Ph. D. Rok obhajoby práce: 2010 Abstrakt Tato práce si klade za cíl, jak lze s využitím možností povrchové elektromyografie a kontaktní desky ověřit průměrnou aktivitu a zapojení vybraných svalů trupu a svalů dolních končetin. Svalová aktivita a zatížení plosky nohy jsou snímány zejména při dynamických činnostech; tj. chůze a běžecká abeceda jako základní prvek nácviku správné běžecké techniky. Měření je prováděno za dvou situací: v běžecké obuvi a bez obuvi. Do experimentu byly zařazeny dvě skupiny běžců – profesionální a rekreační.
Klíčová slova: povrchová elektromyografie, silová plošina, trupové a lýtkové svaly, dynamické činnosti, běh
Souhlasím s půjčováním diplomové práce v rámci knihovních služeb.
Author´s first name and surname: Bc. Lenka Manhartová Title of the master thesis: Surface Electromyography of A Trunk Muscles and Gastrosolear Complex and Monitoring the Contact Forces During Dynamic Activities Department: Department of rehabilitation and sports medicine, Charles University in Prague, 2nd Faculty of Medicine Supervisor: Mgr. Petra Valouchová, PhD. The year of presentation: 2010
Abstract: The aim of this paper is to verify the average activity and involvement of chosen torso muscles and muscles of lower extremities by the utilization of surface electromyography and the force platform. The muscle activity and the sole load are monitored mainly during dynamic activities; i.e. walk and running drills as the basic element of the proper running technique training. The measuring is carried out under two situations: with and without the running shoes. Two groups of runners have been chosen for the experiment: the performance and the weekend runners.
Keywords: surface electromyography, force platform, trunk and leg muscles, dynamic activities, running
I agree the thesis paper to be lent within the library service.
Prohlášení Prohlašuji, že jsem předkládanou práci zpracovala samostatně a použila jen uvedené prameny a literaturu. Současně dávám svolení k tomu, aby tato diplomová práce byla umístěna v ústřední knihovně UK a používána ke studijním účelům.
V Praze dne 16. 4. 2010
Bc. Lenka Manhartová
Poděkování Na tomto místě bych ráda poděkovala vedoucí práce Mgr. Petře Valouchové, PhD. za její odborné vedení a poskytování cenných rad při tvorbě této práce. Dále bych ráda poděkovala PhDr. Alešovi Kaplanovi, PhD. za poskytnuté informace při konzultaci. Dále děkuji Ing. Julii Poláčkové a Ing. Petře Pavlačkové, PhD., a v neposlední řadě děkuji své rodině za podporu při psaní této práce.
SEZNAM ZKRATEK CNS – Centrální nervový systém CoM – Center of Mass CoP – Center of Pressure DK – dolní končetina Dx. - dexter EKG – elektrokardiografie FDM GRF – Ground Reaction Force HSSP – hluboký stabilizační systém páteře M. – musculus Mm. – musculi PEMG – povrchová elektromyografie, polyelektromyografie SEMG – Surface Electromyography SD – směrodatná odchylka SIAS – spina iliaca anterior superior Sin. - sinister SPSS - Statistical Package for the Social Sciences USB - Universal Serial Bus 3D – trojrozměrná dimenze
OBSAH
ÚVOD………………………………………………………………………………………9 I. TEORETICKÁ ČÁST 1 CÍLE A HYPOTÉZY PRÁCE…………………………………………….………….10 2 TEORETICKÁ VÝCHODISKA……………….…………………………………......11 2. 1 Vliv CNS na řízení pohybu………………………………………………………….11 2. 2 Stabilizační systém………………………………………………………………......14 2. 2. 1 Trupové svalstvo…...………………….........................................................15 2. 3 Kineziologie a biomechanika hlezenního kloubu a nohy………………………….16 2. 4 Funkce gastrosoleárního komplexu…………………………………………..........18 3
CHARAKTERISTIKA
DYNAMICKÝCH
ČINNOSTÍ,
CHŮZE
A
BĚH…….…………………………………………………………………………….……20 3. 1 Krokový cyklus………………………………………………………………………20 3. 1. 1 Fáze krokového mechanismu………………………………………………….....20 3. 1. 2 Běžecký krok – základní prvek běžecké techniky……………………………...21 3. 2 Přesun a kontrola těžiště těla v prostoru…………………………………………...22 3. 3 Kinematika…………………………………………………………………………...23 3. 4 Kinetika………………………………………………………………………………26 3. 5 Úvaha o kinetické a potenciální energii během chůze a běhu…………………….26 3. 5. 1 Energetické nároky………………………………………………………………...27 3. 6 Běžecká technika…………………………………………………………………… 27 3. 6. 1 Běžecká abeceda…………………………………………………………………...28 4 BĚŽECKÁ ZRANĚNÍ; ZASTOUPENÍ FYZIOTERAPIE…………………………30 4.1 Běžecká zranění…………………………………………………………………….. 30
4. 2 Běh a zastoupení fyzioterapie……………………………………………………….31 5 POVRCHOVÁ ELEKTROMYOGRAFIE….………………………………………..32 5. 1 Využití a limity PEMG………………………………………………………………32 5. 1. 1 EMG analýza v biomechanice……………………………………………………32 5. 1. 2 Sledování funkce svalů v čase……………………………………………………33 5. 2 Povrchové elektrody…………………………………………………………………33 5. 3 Faktory ovlivňující EMG signál…………………………………………………….34 5. 4 Využití PEMG v kineziologii a biomechanice……………………………………...35 6 REAKČNÍ SÍLY POVRCHU, KONTAKTNÍ DESKA………….………………....37 6. 1 Reakční síly povrchu………………………………………………………………..37 6. 1. 1 Chůze……………...………………………………………………………………...37 6. 1. 2 Běh...………………………………………………………………………………..38 6. 2 Silové plošiny………………………………………………………………………..38
II. PRAKTICKÁ ČÁST 7 METODIKA VÝZKUMU……….………………………………………………….....40 7. 1 Charakteristika probandů…………………………………………………………..40 7. 1. 1 Skupina výkonnostních běžců..…………………………………………………...40 7. 1. 2 Skupina rekreačních běžců…………………………………………………….....41 7. 2 Podmínky měření……………………………………………………………………42 7. 3 Testované činnosti…………………………………………………………………...42 7. 4 Měřené svaly a lokalizace elektrod…………………………………………………43 7. 5 Technické zázemí…………………………………………………………………….44
7. 5. 1 Charakteristika použitého snímače……………………………………………...44 7. 5. 2 Měřící systém Zebris………………………………………………………………44 7. 6 Průběh experimentu…………………………………………………………………45 7. 6. 1 Příprava na měření………………………………………………………………..45 7. 6. 2 Technické problémy……………………………………………………………....46 7. 7 Zpracování EMG signálu a výstupu z FDM desky……………………………......46 7. 8 Statistické zpracování dat…………………………………………………………...47 8 VÝSLEDKY MĚŘENÍ………………………………………………………………...48 9 DISKUZE………………………………….……………………………………………56 9. 1 Diskuze teoretické části……………………………………………………………...56 9. 1. 1 Shrnutí……………………………………………………………………………….58 9. 2 Diskuse praktické části……………………………………………………………...58 9. 2. 1 Shrnutí……………………………………………………………………………….59 10 ZÁVĚRY………………………….…………………………………………………..63 11 REFERENČNÍ SEZNAM……………………….………………………………….66 12 PŘÍLOHY………………………………………………….…………………………68
ÚVOD Běh provází lidstvo už od jeho prvopočátku. Z kreseb, uchovaných v pravěku lze usuzovat, že běh a chůze byl existenční nutností spojenou se sběrem a lovem. Pro běh má tedy naše generace poměrně dobrý genetický prazáklad. Až do začátku 20. století se setkáváme s velmi jednoduchou metodikou běžeckého tréninku, v průběhu 20. století se ve vývoji běžecké metodiky uplatňuje celá řada běžeckých škol, které vždy metodiku tréninku zdokonalily a posunuly o něco dále. Metodika běhu se prudce vyvíjí i dnes. Ruku v ruce s ní kráčí mílovými kroky i oblast výživy a regenerace sil a v neposlední řadě i výzkumy v oblasti medicíny a sportovního lékařství. Tato práce si klade za cíl seznámit se s povrchovou elektromyografií a kontaktní deskou jako s objektivizačními metodami. Polyelektromyografie je dnes již využívána i v běžné praxi fyzioterapeuta a může být doplňující metodou vzhledem ke klasickému fyzioterapeutickému vyšetření. V popředí stojí problematika náboru motorických jednotek a timing vybraných svalů při provádění jak statických, tak především dynamických činností spojených s tréninkem základních běžeckých dovedností, které jsou prováděny nejdříve bez použití běžecké obuvi a pak s jejím využitím. V uplynulých letech byly provedeny studie, které se zabývají vztahem trupových a končetinových svalů. Tyto vztahy zkoumali např. zahraniční autoři Panjabi (1992), Cresswell (1994) a Hodges&Richardson (1997). V ČR se problematikou povrchové elektromyografie kombinované s plantografickým vyšetřením zabýval Kolář (1995). V oblasti sportu se zapojením svalů při nejrůznějších sportovních činnostech zabývají např. autoři Pavlů, Pánek (2008). Jelikož se běh dostává stále více do popředí jako masový sport, je v této práci také zmíněno, k jakým zraněním v běžeckém sportu nejčastěji dochází a jaké místo tento sport zaujímá v běžné praxi fyzioterapeuta.
9
1 CÍLE A HYPOTÉZY Tato práce si klade za cíl, jak lze s využitím možností povrchové elektromyografie a kontaktní desky ověřit zapojení vybraných svalů trupu a svalů dolních končetin. Svalová aktivita a zatížení plosky nohy jsou snímány zejména při dynamických činnostech; tj. chůze a běžecká abeceda jako základní prvek nácviku správné běžecké techniky. Měření je prováděno za dvou situací: v běžecké obuvi - a bez obuvi. Do experimentu byly zařazeny dvě skupiny běžců – výkonnostní a rekreační. Hypotéza 1 H01 EMG aktivita a časový sled aktivace trupových a lýtkových svalů se během dynamických činností neliší u skupiny výkonnostních a rekreačních běžců. Hypotéza 2 H02 Rozložení tlakových sil se neliší při dynamických činnostech prováděných v běžecké obuvi a bez obuvi.
Hypotéza 3 H3 Břišní svaly se zpravidla zapojují dříve než svaly končetinové nezávisle na rozdílu mezi oběma skupinami.
10
I. TEORETICKÁ ČÁST
2 TEORETICKÁ VÝCHODISKA 2. 1 VLIV CNS NA ŘÍZENÍ POHYBU „Schopnost pohybu provází člověka prakticky po celý život. Celý pohybový projev člověka je vysoce organizovaná funkce, ať již zajišť uje vzpřímenou polohu nebo umožňuje určitý jednoduchý nebo složitý pohyb“ (Trojan, 2005, str. 29). Pohyb je řízen činností CNS (centrální nervová soustava). Wiener, zakladatel kybernetiky (nauka o řízení), popsal moderní poznatky o řízení. Účelem orientovaný pohyb nelze pokládat pouze za výslednici působení mechanických sil a odporů, ale současně i za výsledek řídící funkce CNS ovládající účelové použití mechanické síly vzniklé ve svalech k dosažení zamýšleného cíle. Mechanika řeší mechanické problémy pohybu a nemůže řešit fyzikálně problém ideokineze, který vyžaduje zahrnutí řídících procesů do průběhu účelově orientovaného pohybu. Obě složky jak silovou, tak řídící řeší kineziologie společně s biomechanikou (Véle, 2006, str. 59). Timing – Časování neboli sled svalové aktivace Člověk je schopen rozlišit dva momenty v čase související se začátkem pohybu: - odeslat požadavek k pohybu; - a začátek daného pohybu. K vytvoření příkazu k pohybu dojde ještě před začátkem elektromyografického signálu. Předpokládá
se,
že
příkaz
k pohybu
je
pravděpodobně
generován
centrálně
(Enoka, 2002, str. 313). Úloha pohybu Zpětná vazba proprioceptorů hraje dvojí úlohu v provedení; jedna se váže na interakce mezi tělem a okolním prostředím a druhá upravuje vytvořené motorické příkazy přizpůsobením mechaniky pohybového aparátu. Dále proprioceptory zajišť ují zpětnou vazbu, která umožňuje systému vybrat z mnoha možností příslušné svalové skupiny a posloupnost svalové aktivity (svalová synergie) ke zdokonalení zadané činnosti. Akomodace muskuloskeletálního systému: schopnost generovat pohyb nezávisí pouze na excitaci zajišť ovanou neurálními elementy, ale i na mechanických vlastnostech svalů a geometrických parametrech systému. K dosažení tohoto cíle musí proprioceptory zajišť ovat 11
informace na úrovni svalu a kloubů (jednoho či více). Síla, kterou vykonává jeden sval, není konstantní pro stejný motorický příkaz. Svalová síla závisí na mechanických vlastnostech, jakými jsou: délka svalu a rychlost změny délky svalu (Enoka, 2002, str. 314). Organizace svalů a jejich aktivita Lidské tělo je multisegmentální systém, což znamená, že pohyb jednoho segmentu může ovlivnit jiné segmenty těla. Kontrola těla v systému více kloubů (multi-joint system) se zřídka týká jednotlivých svalů, spíše vyžaduje účast skupin svalů. Dále má každý sval v takové skupině unikátní biomechanickou charakteristiku. Koordinovaný pohyb ve vícekloubovém systému je dán neurálními konexemi (spoji) rozmístěnými mezi svaly, které provádí běžné pohyby. K pohybu obecně dochází v důsledku nerovnováhy mezi silami působícími na tělo, nikoli z důvodu působení jedné izolované síly. Pohyb většinou není aktivován působením jediného svalu, ale aktivací skupiny synergistů či souhrou agonisty a antagonisty. Zapojením více svalů pro provedení pohybu se zlepšuje funkční schopnost svalové skupiny, protože každý sval má různý poměr velikosti síly a délky svalu, velikosti síly a rychlosti kontrakce a jinou velikost momentu otáčení a velikost rychlosti pohybu, jež způsobuje v kloubu (Enoka, 2002, str. 314). Centrální vzorce pohybu Vícekloubové systémy zahrnují několik svalů jdoucích přes několik kloubů a jsou spojeny reflexními obvody. Jak nervový systém kontroluje tyto komplexy? Generátor centrálních vzorů se podílí na tvorbě základních elementů pohybu. Jsou to neuronální okruhy, které vytváří koordinované motorické vzory za nepřítomnosti senzorické zpětné vazby a v reakci na krátký nebo tonický vstup. Generátor centrálních vzorů vytváří automatické pohyby, jakými jsou lokomoce, respirace, polykání a obranné reakce. Motorický vzor vytvářený generátorem je specifický pro dané chování, jež kontroluje. Tok informací v nervovém systému je zobrazen na obrázku 2. 1.- 1. Generátor centrálních vzorů se nachází mezi vyššími centry řízení a motorickými neurony. Je typicky aktivován a modulován signály neuronů lokalizovaných ve vyšších centrech. Aktivita generátoru je též ovlivněna senzorickou zpětnou vazbou a pomocí hormonů (neuromodulace). Nejvíce poznatků je známo o struktuře a funkci generátoru, který kontroluje rytmické pohyby. Pro takové pohyby, produkuje generátor rytmus, který vede střídavě k aktivaci antagonistických svalů; musí být schopen měnit frekvenci výstupu, která je přizpůsobena charakteru pohybu (Enoka, 2002, str. 327).
12
Spouštěč centrálních vzorů jako možný monitor kinematiky kloubů Končetinové svaly jsou pravděpodobně řízeny různými generátory. Mohou být (generátor) spojené s různými časovými vztahy k rozlišení detailů funkce. Například různé časování spouštěče pohybu lidské lokomoce může měnit rychlost lokomoce, přecházet z chůze do běhu, nebo měnit směr pohybu. Ačkoliv se časování a velikost svalové aktivity liší za těchto podmínek, funkce je omezena takovými požadavky, které jsou potřebné k udržení rovnováhy a k minimalizaci energetické spotřeby. Vzory svalové aktivity jsou následkem toho, že se spouštěč pokouší dosáhnout požadovaných kinematických vztahů pro konkrétní způsob chůze spíše než jednoduše generovat střídavé salvy aktivity v antagonistických svalech (Enoka, 2002, str. 330)
Obrázek 2. 1 - 1 Tok informací skrze nervový systém potřebný k pohybu. (Enoka, 2002, str. 328)
13
2. 2 Stabilizační systém Dle Véleho et al. (2001, str. 103) stabilitou označujeme míru úsilí potřebného k dosažení změny polohy tělesa z jeho klidové polohy. Pohybové chování se projevuje jak udržováním určité polohy tak i pohybem. Účelově řízený pohyb vyžaduje schopnost průběžně nastavitelného rozsahu pohyblivosti segmentů nebo jejich skupin podle aktuální potřeby. Lze předpokládat, že stabilita osového orgánu (stabilita vnitřní) je základnou stability celkové (vnější). Stabilita osového orgánu je bazí, ze které vychází i účelově řízený pohyb. Možnost pružné aktivní sektorové stability zaručují krátké intersegmentální svaly, které jsou uloženy v hlubokých vrstvách zádových svalů a podle novějších EMG (elektomyografických) studií k nim lze přiřadit funkčně i hluboce uložený m. transversus abdominis. Funkce stabilizačního systému je zajišť ovat odpovídající stabilitu páteři tak, aby byla schopna okamžité reakce na různé posturální situace; statické a dynamické zatížení. Aktivní část stabilizačního systému – muskuloskeletální - je tvořena svaly a šlachami kolem páteře. Nervový a zpětnovazebný systém je složen z receptorů, registrujících pohyb a napětí, uložených v ligamentech, šlachách, svalech a centrech nervové kontroly (Panjabi, 1992). Stabilizační systém páteře představuje svalovou souhru, která zabezpečuje stabilizaci, neboli zpevnění páteře během všech našich pohybů. Svaly stabilizačního systému jsou aktivovány i při jakémkoliv statickém zatížení, tj. stoji, sedu apod. Doprovází každý cílený pohyb horních resp. dolních končetin. Zapojení svalů do stabilizace páteře je automatické. Systém plní významnou ochranou roli páteře proti působícím silám (Kolář, Lewit, 2005). Význam stabilizačního systému ve sportu Význam stabilizačního systému a jeho funkce v poslední době stoupá ve všech sportovních odvětvích. Stabilizační systém je stěžejní pro efektivní biomechanické funkce; zvýšení výkonu při minimálním kloubním zatížení u všech typů aktivit od běhu po házení. Systém je anatomickou základnou pro pohyby distálních segmentů; tj. tzv. proximální stabilita za účelem distální mobility (běhání, házení, kopání apod.). Systém se skládá z drobných svalů páteře, svalů pánve a kyčelního kloubu a břišních svalů. Břišní svaly slouží mj. jako pevná opora bederní páteře, kruciální roli hraje m. transversus abdominis. Svaly jako m. rectus abdominis a mm. obliqui jsou aktivovány ve směru pohybu dané končetiny při provádění určitého pohybu a poskytují posturální podporu předtím, než je pohyb končetiny proveden (Kibler, 2006).
14
2. 2. 1 Trupové svaly Svaly břišní stěny M. rectus abdominis leží v přední části břišní stěny; po obou stranách střední břišní linie, sval je rozdělen svými aponeurózami. M. transversus abdominis je uložen v nejhlubší vrstvě břišní stěny. M. internus obliquus abdominis je uložen ve střední vrstvě svalů břišní stěny; vlákna se rozbíhají šikmo kraniokaudálně a lateromediálně. M. externus obliquus formuje povrchovou vrstvu svalové stěny. Tyto svaly jsou uloženy ve vztahu k páteři na přední straně; m. rectus abdominis formuje svými dvěma svazky, které jsou vzdáleny od páteře přední část stěny a přemosť uje vzdálenost mezi hrudní dutinou a přední částí pánevní kosti. Svaly laterální části leží ve 3 vrstvách s vlákny jdoucími odlišnými směry. V hluboké vrstvě jsou to příčná vlákna m. transversus abdomimis, ve střední vrstvě vlákna m. obliquus internus jdoucí šikmo kraniálně a mediálně a v neposlední řadě vlákna m. obliquus externus, jdoucí šikmo kaudálně a mediálně tvoříce povrchovou vrstvu (Kapanji, 2007, str. 97-99). Funkce břišních svalů Rotace trupu je zajištěna paravertebrálními svaly a laterální muskulaturou břišní. Hlavními rotátory jsou šikmé břišní svaly, což je dáno jejich spirálovitým průběhem. Šikmé svaly pracují synergisticky na základě průběhu jejich vláken a aponeuróz. Flexi trupu zajišť ují mohutné svaly na přední straně břišní stěny – tj. přímý sval břišní a šikmé svaly, které flexi napomáhají a které fungují jako páka. Spodní rameno páky se shoduje se vzdáleností mezi promontoriem a symfýzou; svrchní rameno páky odpovídá vzdálenosti mezi hrudní páteří a proccesus xyphoideus (Kapanji, 2007, str. 103-105). Předešlé výzkumy (in Hodges&Richardson, 1997) předpokládají, že m. transversus abdominis a obliquus internus, zejména spodní vlákna orientovaná horizontálně, mohou přispívat ke zvýšení stability páteře buď prostřednictvím nitrobřišního tlaku nebo zvýšením napětí thorakolumbální fascie skrze kterou jsou tyto svaly připojeny k bederním obratlům. Svaly zadní části trupu Jsou členěny do 3 úrovní; aktivace těchto svalů je v podstatě spojena s napětím bederní páteře. Při fixaci sakra jsou mohutnými extenzory bederní a hrudní páteře v lumbosakrálním a thorakolumbálním skloubení. Formují bederní lordózu. Aktivují se při exspiraci (Kapanji, 2007, str. 91)
15
2. 3 Kineziologie a biomechanika hlezenního kloubu a nohy Noha zprostředkuje styk těla s terénem, po kterém se pohybujeme, umožňuje lokomoci vestoje. Je přizpůsobena uchopování terénu. Ale tím, že její funkce slouží především stabilnímu stoji a lokomoci, se stala relativně rigidním a podpůrným orgánem (Véle, 1997, str. 219).
Uspořádání kostí a kloubů nohy a hlezna
Tabulka 2. 3 - 1 (Neumann, 2002, str. 490)
Stavba a funkce subtalárního kloubu Subtalární kloub řídí kinematiku nohy při pronaci a supinaci. Interakce mezi subtalární kloubem, transversálním kloubem a mediálním podélným obloukem umožňují pronaci a supinaci nohy a rotaci talu ve všech třech rovinách kolem rigidního kalkaneu. Během 16
prvních 30 až 35% krokového cyklu, subtalární kloub pronuje a zajišť uje flexibilitu střední části nohy. Na konci stojné fáze se klenba zvedá při supinovaném subtalárním kloubu, přičemž střední část nohy zůstává poměrně rigidní. Noha se opakovaně mění z flexibilní a zátěž absorbující struktury v rigidní páku v každé fázi krokového cyklu (Neumann, 2002, str. 499). Kinematika mechanismu pronace Pronace v subtalární kloubu během stoje je kontrolována dvěma mechanismy: •
calcaneus se natáčí do everze. Hlavička talu směřuje mediálně do horizontální roviny a inferiorně do sagitální roviny. Tento pohyb talu umožňuje abdukci a dorziflexi subtalárního kloubu.
•
během časné stojné fáze tibia, fibula a v menší míře femur, vnitřně rotují po iniciální fázi – heel contact.
Obrázek 2. 3 - 2 Stavba heterokonetického univerzálního kloubu dle Kapandjiho (Kapanji, 2007)
Kinematika mechanismu supinace Zevní rotace dolní končetiny se přibližně shoduje se začátkem švihové fáze kontralaterální dolní končetiny. Stojná dolní končetina je v zevně rotačním postavení a postupně se talus přetáčí z vnitřní do zevní rotace. Pronovaný subtalární kloub se začíná stáčet do supinace. Zadní část nohy směřuje do supinace; střední část nohy a přednoží do pronace tak, aby noha dosáhla plného kontaktu se zemí. Plně supinovaný subtalární kloub a zvýšený mediální podélný oblouk přetváří střední část nohy, která se stává rigidní pákou. Svaly jako m. gastrocnemius a m. soleus využívají této stability k přenosu sil z Achillovy šlachy, skrze přednoží k hlavičkám metatarsů v odrazové fázi (push-off) během chůze a běhu (Neumann, 2002, str. 490). 17
Pohyby odehrávající se v subtalárním kloubu
Obrázek 2. 3 – 3 Pohyby odehrávající se v subtalárním kloubu. (Neumann, 2002, str. 491)
2. 4 Funkce gastrosoleárního komplexu M. gastrocnemius formuje konfiguraci lýtka. Je to sval složený ze dvou hlav jdoucích od laterálního a mediálního femorálního kondylu, který ústí společně se šlachou m. soleus v mohutnou Achillovu šlachu. Spolu s m. plantaris se tyto svaly podílí na plantární flexi hlezenního kloubu. Velký točivý moment při plantární flexi je nutný pro zrychlení těla vzhůru a vpřed během rychlé chůze, běhu, skoku a lezení. Biartikulární uspořádání zabraňuje gastrocnemiu v přílišném zkrácení, což umožňuje větší točivý moment v celém rozsahu pohybu kotníku. Musculus soleus, který neovlivňuje pozici kolenního kloubu (neprochází skrze kolenní kloub) brání nadměrné rotaci nohy vpřed, čímž udržují tělesnou hmotnost před osou rotace kolene. M. soleus je typem svalu I (slow-twitch), který je určen ke kontrole pomalu se měnících posturálních pohybů nohy nad talem během stání. M. gastrocnemius je typem svalu II (fast-
18
twitch) a je nepochybně určen pro provádění propulzivní plantární flexe u aktivit zahrnujících dynamickou extenzi v koleni, jako skákání a sprintování. Ze všech plantárních flexorů jsou gastrocnemius a soleus zdaleka nejsilnějšími plantárními
flexory
hlezenního
kloubu
(produkují okolo 80% z celkové plantární flexe), (Neumann, 2002, str. 512). Mechanický biomechaniku
stoje
model na
ukazuje
špičkách.
Síly
kontrahujícího se dvouhlavého lýtkového svalu působí na poměrně krátkém rameni vedoucího od talokrurálního kloubu (A), jež vytváří vnitřní moment svalové síly na poměrně dlouhém rameni (B). Na špičkách, směřuje linie gravitace v důsledku tělesné hmotnosti právě na zadní osu
otáčení na
metatarsofalangeální kloub. Výsledkem je působení tělesné hmotnosti na poměrně krátké rameno od metatarsofalangeálního kloubu. Obrázek 2. 4 – 1 Mechanický model stoje na špičkách. (Neumann, 2002, str. 517)
19
3 CHARAKTERISTIKA DYNAMICKÝCH ČINNOSTÍ CHŮZE; BĚH 3. 1 Krokový cyklus Centrální nervový systém musí generovat adekvátní motorickou činnost od integrace vizuální, proprioceptivní až po vestibulární senzorické vstupy. Chůze je výsledkem cyklické série pohybů. Krokový cyklus je iniciován jakmile se chodidlo dotkne země. Kontakt se zemí obvykle jako první zprostředkuje pata (Neumann, 2002, str. 478). Vymezení mezi chůzí a během spočívá ve fázi dvojité opory během stojné fáze krokového cyklu při chůzi (to znamená, že obě nohy jsou zároveň v kontaktu s povrchem), který ustupuje letové fázi na začátku a konci švihové fáze krokového cyklu při běhu (ani jedna noha se nedotýká země). Se zvyšující se rychlostí počáteční kontakt, který byl na zadní části nohy, přechází na přednoží, což odlišuje běh od sprintu (Novacheck, 1998). Je to krátký okamžik, při kterém běžec vůbec není v kontaktu s podložkou. Díky této fázi se těžiště běžce dostává podstatně výše než je tomu u chodce. Běžec při dokročení tlumí energii svého těla a snaží se jí účelně využít ve prospěch pohybu vpřed (Tvrzník et al., 2006, str. 95). 3. 1. 1 Fáze krokového mechanismu Jeden cyklus chůze je rozdělen na dvě fáze: opěrnou (stojnou) a švihovou (kročnou). Opěrnou fázi kroku rozdělujeme na pět částí: 1. Heel strike/contact – počáteční dotyk paty s podložkou 2. Foot flat – plný kontakt a zatížení celé nohy 3. Mid stance – střední stojná fáze 4. Heel off – konečná fáze stoje, odlepení paty od podložky 5. Toe off – odrazová fáze, odtržení prstů od podložky
20
Stojná fáze zaujímá přibližně 60% jednoho cyklu chůze a zbývajících 40% připadá na švihovou, která je rozdělena na tři části: 1. Initial swing (acceleration) – počáteční fáze švihu, zrychlení 2. Mid swing – střední švihová fáze 3. Terminal swing (decelerace) – konečná fáze švihu, brždění (Gross et al., 2005, str. 556557).
Obrázek 3. 1. 1 - 1 Znázornění jednotlivých period opěrné a švihové fáze chůze (Gross et al., 2005, str. 557)
3. 1. 2 Běžecký krok - základní prvek běžecké techniky Běžecký krok se dělí na tři fáze: 1. fáze – aktivní oporová fáze Běžec je v kontaktu s podložkou a provádí odraz do následujícího kroku. Tato fáze začíná v momentě, kdy se těžiště těla nachází nad středem došlapující nohy – tzv. moment vertikály anebo jinak, kdy se začátkem extenze odrazové dolní končetiny v kolenním kloubu (těžiště se začíná zdvihat), a končí v okamžiku, kdy odrazová noha opouští podložku. Správná technika je charakteristická jen mírným náklonem trupu vpřed. Koleno švihové dolní končetiny se v této fázi dostává poměrně vysoko. 2. fáze – letová fáze Po aktivní oporové fázi se běžec dostává mimo kontakt s podložkou, hovoříme o letové fázi. Dochází k energickému pohybu bérce přední (švihové) dolní končetiny vpřed s následným aktivním došlápnutím na podložku. Běžec pak došlapuje před tělem přes patu.
21
Odrazová dolní končetina se začíná přes flektované koleno „sbalovat“ pod hýždě (Tvrzník et al., 2006, str. 97). 3. fáze – pasivní oporová fáze V závislosti na rychlosti běhu je při něm úhel v kolenním kloubu 10 až 20 stupňů. Při došlapu probíhá tlumení nárazu na podložku systémem hlezno – koleno - kyčel. Tlumení nárazu napomáhá i dorzální flexe hlezna, která v momentě prvního kontaktu nohy s podložkou zajišť uje určité předpětí lýtkových svalů (Tvrzník et al., 2006, str. 97).
Obrázek 3. 1. 2 – 1 b) Model chůze, b) Krokový cyklus – chůze: IC-initial contact, LR-loading response, TOToe off, MS-Midstance, TS-Terminal stance, PS-Preswing, IS-Initial swing, MS-Midswing, TS-Terminal swing; c) Model běhu (1. Stance phase generation. 3. Swing phase generation. 4. Swing phase reversal. 5. Swing phase absorption, d) Krokový cyklus – běh: IC-initial contact, TO-Toe off, StR-Stance Phase Reversal, SwR-swing phase Reversal; absorption, od SwR přes IC k StR; generation, od StR přes TO k SwR. (Novacheck, 1998, str. 79)
3. 2 Přesun a kontrola těžiště těla v prostoru Těžiště - Center of Mass (CoM) – je lokalizováno ventrálně před druhým sakrálním obratlem. Při chůzi opisuje těžiště těla sinusoidu ve vertikální i horizontální rovině minimální amplitudou. Jedná se o cyklickou činnost, Jedná se o cyklický pohyb, který vzplývá z neustálého opakování kroků (Gross et al., 2005, Neumann, 2002, str. 533) . 22
* Chůze Chůzi lze definovat jako sérii ztráty a obnovy posturální stability (rovnováhy). Chůze je iniciována náklonem těla. Aby nedošlo k pádu, je tělo krátkodobě vystaveno posturální nestabilitě (CoM je mimo opěrnou bázi) z důvodu potřeby přemístění švihové končetiny vpřed. (Neumann, 2002, str. 527). * Běh Novacheck (1998) mluví při běhu o periodě akcelerace a decelerace které se mění nezávisle na rychlosti, též jako absorpce a generace. Během absorpce klesá výška CoM. Tato perioda se při iniciálním kontaktu rozděluje na fázi švihovou a stojnou. Rychlost CoM se zpomaluje horizontálně během této periody. Ve stojné fázi se CoM pohybuje nahoru a vpřed. (Novacheck, 1998, str. 77). Při běhu je těžiště vůči zemi situováno nejníže při došlapu a nejvýše naopak uprostřed letové fáze. Optimální hodnota rozdílu mezi oběma fázemi ve svislé rovině se pohybuje mezi 5 až 10 cm. Výchylka se zmenšuje s rostoucí rychlostí běhu (Tvrzník et al, 2006, str. 99).
3. 3 Kinematika Kinematika je popis pohybu, který nebere v úvahu síly, které tento pohyb způsobují. Pohyb je popisován ve třech rovinách (Novacheck, 1998). Pohyb v sagitální rovině * Chůze Pánev – při normální rychlosti chůze je rozsah pohybu (sklon ve směru předozadním, ve smyslu ante- a retroverze), poměrně rigidní struktury jakou je pánev, malý (přibližně od 2 do 4 stupňů). Tento malý pohyb se však promítá do obou kyčelních kloubů. Pohyb pánve se zvětšuje se zvyšující se rychlostí chůze. Kyčel – při kontaktu paty se zemí je kyčel flektována okolo 30 stupňů. Jak se tělo pohybuje vpřed před fixovanou nohu, kyčel se extenduje. Maximální extenze v kyčli během chůze je dosaženo ve fázi toe-off (cca 10 stupňů). Koleno – ve fázi kontaktu paty se zemí je koleno flektováno přibližně do 5 stupňů a pokračuje do flexe 10-15 stupni během iniciálních 15% krokového cyklu. Maximální flexe je do 60 stupňů.
23
Hlezno (talokrurální kloub) - heel contact: plantární flexe (mezi 0-5 stupňi) - 8% krok. cyklu: noha v rovné pozici kontrolována excentrickou aktivitou dorzálních flexorů hlezna (Neumann, 2002, str. 539) - pohyb tibie směrem vpřed - heel off – začíná plantární flexe hlezna (15-20 stupňů) a končí ve fázi toe off - rychlost normální chůze umožňuje přibližně 10 stupňů dorzální flexe a 20 stupňů plantární flexe - během švihové fáze je noha znovu flektována dorzálně do neutrální pozice 1. tarsometatarsální kloub – malý rozsah flexe a extenze, což přispívá k celkové flexibilitě mediální podélné klenby během chůze 1. metatarsofalangeální kloub – je při chůzi klíčový - heel contact – mírná hyperextenze; krátce po fázi heel contact až do fáze heel off je v relativně neutrální pozici - toe off – hyperextenze (45-55 stupňů), (Neumann, 2002, str. 539) * Běh Pánev - se zvyšující se rychlostí se pánev a trup naklání více vpřed, - pohyb pánve je minimální a je využit ke koncentraci energie; s rostoucí rychlostí se sklon pánve příliš nemění, CoM - rozsah pohybu CoM se snižuje, jakmile se pohyb mění z chůze na běh a běh na sprint, - postavení a zrychlení CoM je determinováno směrem a velikostí reakční síly povrchu (Ground Reaction Force). Trup a pánev – se naklání tak, aby udržely reakční sílu v pozici, která dovoluje zrychlení vpřed. Kyčel - maximální extenze v kyčli nastupuje před odrazem prstů, maximální flexe je dosaženo ve střední a konečné fázi švihu; při běhu je maximální extenze kyčle v podobná jako u chůze s tím rozdílem, že nastává později (toe off). Koleno – pohyb je obdobný jako při chůzi, liší se rozsahy pohybu. Během absorpční stojné fáze dochází k flexi cca do 45 stupňů, během propulzní fáze dochází ke zmenšení flexe na 25 24
stupňů, během švihové fáze se – flexe zvětšuje 90 stupňů. Iniciální kontakt je při chůzi i běhu na patě (Novacheck, 1998). Pohyb ve frontální rovině * Chůze Subtalární kloub – v kloubu subtalárním a transverzálním tarzálním se uskutečňuje trojdimenzionální pohyb ve smyslu pronace a supinace. Pronace je kombinace everze, abdukce a dorzální flexe. Supinace je kombinací inverze, addukce a plantární flexe. - heel contact – inverze cca 2-3 stupně, ve fázi midstance dochází k everzi calcaneu (30-35% cyklu), neutrální pozice calcaneu je dosaženo ve fázi 40-45% cyklu (heel off), - mezi fázemi heel off a toe off – inverze calcaneu (6 stupňů), - pronosupinační pohyb nohy je doprovázen změnami výšky mediální podélné klenby (Neumann, 2002, str. 541) * Běh - menší a diskrétnější pohyby, dochází k minimalizaci pohybu horní části těla, - je omezen pohyb kolene a hlezna působením kolaterálních vazů; k většímu pohybu dochází v kyčelním kloubu, - při zatížení končetiny setrvává pánev v neutrální pozici, v kyčelním kloubu dochází k addukci, čímž je zajištěna absorpce nárazů, - obecně je kyčel při zatížení končetiny ve stojné fázi addukována a během švihové fáze abdukována (Novacheck, 1998). Pohyb v transverzální rovině * Běh - pohyby odehrávající se v této rovině jsou malé v porovnání se sagitální rovinou, - dochází k rotačním pohybům v kloubech, které jsou obtížně popsatelné, - je důležitý pro popis energetické spotřeby, Pánev - popis pohybu pánve se od chůze liší; při běhu dochází ve střední stojné fázi k pohybu pravé přední SIAS (spina iliaca anterior superior) vpřed k prodloužení kroku, ale v momentě iniciálního kontaktu směřuje pravá SIAS vzad, toto zvyšuje horizontální propulzní sílu a vede k potenciální ztrátě rychlosti. 25
- pánev při běhu slouží též jako pivot mezi recipročně pohybujícími se horními a dolními končetinami (Novacheck, 1998).
3. 4 Kinetika * Chůze M. soleus a gastrocnemius jsou nejvíce aktivní ve stojné fázi cyklu, od 10-40% krokového cyklu excentricky kontrolují
pohyb tibie vpřed, aby nedošlo k dorziflexi nohy
a nekontrolované flexi kolene. Nejvyšší aktivitu vykazují ve fázi heel off a naopak nejmenší ve fázi toe off. Během této krátké periody, aktivita zkráceného svalu způsobuje plantární flexi nohy a účastní se na pohybu těla vpřed (fáze push off). Trup - m. erector spinae ve střední lumbální oblasti (L3-L4) vykazuje 2 periody činnosti. 1. aktivita těsně před dopadem paty (20% krokového cyklu) 2. aktivita ve fázi mid swing (45-70% cyklu) Tato aktivita slouží ke kontrole trupu při pohybu vpřed (Neumann, 2002, str. 549). * Běh Winter a Bishop (1992) tvrdí, že svalový aparát musí zajišť ovat: 1. tlumení nárazů a kontrolu vertikálního působení tělesné váhy v průběhu jednotlivých fází běhu, 2. kontrola držení a rovnováhy horní části těla, 3. energetický potenciál, 4. kontrola změn směrů CoM.
3. 5 Úvaha o kinetické a potenciální energii během chůze a běhu Jednou z vlastností, která odlišuje chůzi a běh je trajektorie CoM během stojné fáze krokového cyklu. Vertikální pozice CoM dosahuje svého maxima ve fázi midstance během chůze, ale minima ve stejné fázi při běhu. Tato odlišnost má vliv na výkyvy energie při pohybu CoM. V předozadním směru během chůze a běhu je jedinou významně působící silou v tomto směru síla reakční (Enoka, 2002, str. 191-192).
26
V případě chůze je míra energetické spotřeby zajišť ována změnami mezi potenciální a kinetickou energii. Při běhu to funguje odlišně, energetická spotřeba je primárně zajišť ována dvěma cestami: •
uchování a pozdější návrat elastické potenciální energie natažením elastických struktur (zvláště šlach)
•
přenos energie z jednoho tělesného segmentu na jiný pomocí dvoukloubových svalů jakými jsou m. rectus femoris či ischiocrurální svaly (Leadbetter, 1992)
3. 5. 1 Energetické nároky Uvažujme opakovaný běh na krátkou vzdálenost různou rychlostí. Je evidentní, že obrat, se kterým je energie spotřebovávána, roste se vzrůstajícím tempem. Zvýšení rychlosti odpovídá zvýšení tepové frekvence, ventilačních parametrů a zvýšené míře spotřeby kyslíku. Zvýšená intenzita svalové činnosti je důvodem rostoucích nároků na výdej energie. Vertikální komponenta povrchové reakční síly je mnohem větší než předozadní komponenta, proto je většina metabolické energie při běhu spotřebovávána k podpoře tělesné hmotnosti (Enoka, 2002, str. 192). Kram a Taylor (1990) došli k závěru, že ekonomika běhu v podstatě nesouvisí s vnějšími podmínkami okolního prostředí. Dvěma nejdůležitějšími faktory jsou práce svalů a šlach (přímá úměra); zvedat a urychlit pohyb těla a končetin.
3. 6 Běžecká technika Běžecká technika se hodnotí dle zapojení jednotlivých částí našeho těla v důležitých fázích běžeckého pohybu. Při hodnocení techniky nás zajímá poloha hlavy a trupu, práce paží, poloha pánve a zapojení kotníků; délka a frekvence kroku a pohyb těžiště. (Tvrzník et al., 2006, str. 95). Oporová fáze, došlap a dvojitá práce kotníků Celý mechanismus tlumení došlapu a následného odrazu bychom mohli zjednodušeně přirovnat k pružině, která se po stlačení opět napruží. Ta se využije při dokroku ve prospěch kinetické energie pro odraz. Tento mechanismus se také někdy nazývá jako dvojitá práce kotníku. Oporová fáze trvá jen velmi krátce, cca 250 – 300ms. V prvním kontaktu nohy s podložkou síla prudce narůstá v závislosti na rychlosti běhu a hmotnosti běžce. S položením chodidla se síla na malý okamžik snižuje, dochází k jejímu rozkladu na větší plochu. Se 27
zdvihnutím paty od podložky začíná odraz (aktivní oporová fáze) s prudkým nárůstem síly. Její maximální hodnota představuje 2-3 násobek tělesné hmotnosti běžce. S pokračujícím odrazem síla klesá (Tvrzník et al., 2006, str. 104). Technika došlapu vzhledem k ose běhu Optimální technika došlapu se vyznačuje prvním kontaktem nohy s podložkou na vnější straně paty. Dále postupným odvíjením chodidla, zdvihem paty a aktivní prací kotníku s následným odrazem přes přední palcovou část chodidla. Ze zdravotně preventivního hlediska je tento způsob vhodný, protože se reakční síly podložky rozdělí na větší plochu – téměř na všechny části chodidla. Tento pohled je výhodnější i z hlediska efektivity běhu. Hlavní zatížení přebírá m. quadriceps femoris (Tvrzník et al., 2006, str. 108). 3. 6. 1 Běžecká abeceda Běžecká abeceda je druh speciální přípravy, kdy k zahřátí a protažení pohybového aparátu používáme sérii různých prvků pocházejících z běhu. Ty přispívají ke zlepšení výkonu sportovce, protože zdokonalují: •
pohybovou koordinaci,
•
pohyblivost a tím samotnou techniku běhu,
•
slouží k prevenci svalových dysbalancí a zlepšování kondice pohybového ústrojí .
Prvky běžecké abecedy Liftink (prošlapování) slouží k nácviku tzv. dvojité práce kotníků, která umožňuje účinné tlumení došlapu a následný odraz. V momentě, kdy dochází k maximální plantární flexi nohy s patou v nejvyšší pozici, dostává se flektované koleno dopředu, zatímco druhostranné se extenduje směrem vzad. Stojná noha je v tomto okamžiku celým chodidlem na zemi. Špičky chodidel jsou prakticky neustále v kontaktu se zemí, paty se zvedají co nejvýše. Při skipinku (vysoká kolena) se rychle střídá odraz se zdůrazněným zdvihem švihového kolena, kdy se dostává stehno až do vodorovné pozice. Následuje další odraz druhostranné nohy. Předkopávání s propnutými koleny. Pohyb vychází z kyčelního kloubu za současného aktivního předkopnutí bérce s trupem v mírném záklonu. V koleni propnutá dolní končetina se dostává vpřed přibližně pod úhlem 45 stupňů, v momentě dokončení odrazu kulminuje a začíná klesat. Doposud k bérci přitažená špička se začíná propínat a následný došlap tak probíhá přes přední část chodidla.
28
Zakopávání probíhá s mírně nakloněným trupem vpřed s došlapem přes špičky. Stehna směřují téměř stále kolmo k zemi a prakticky se nepohybují. Kolena se tudíž dostávají vpřed jen málo. Paty se téměř nebo úplně dotýkají hýždí (www.behej.com).
29
4 BĚŽECKÁ ZRANĚNÍ A ZASTOUPENÍ FYZIOTERAPIE 4. 1 Běžecká zranění Běh se v dnešní době stává velice oblíbenou pohybovou aktivitou a je provozován širokou veřejností. Jedním z mnoha benefitů je vybudování či zlepšení fyzické kondice, pomineme - li výkonnostní složku tohoto sportovního odvětví. Ale jako u každého jiného sportu existují možná rizika, která vedou k běžeckým zraněním (Kraft, 2005). Ve srovnání s chůzí je při běhu tělo vystaveno mnohem větším silám. Mezi rizikové faktory patří: •
Přetížení (předchozí nezkušenost, tzv. syndrom „příliš mnoho, příliš brzo, příliš často a příliš rychle“, intenzita; počet km za určité časové období)
•
Předchozí běžecká zranění nebo jiná zranění
•
Nevhodná obuv
•
Anatomické, biomechanické a fyziognomické vlastnosti běžců (zvýšení Q úhlu, slabé či nefunkční mm. vasti mediale, patelární či trochleární dysplázie, patela alta, hypermobilita pately, laxicita vazů, varozita/valgozita kolenních kloubů, ženské pohlaví – širší boky, vyšší Q úhel, abnormální pronace nohy, slabé abduktory kyčle)
•
Povrch (Pribut, 2008)
Nejčastější běžecká zranění: 1. Bolesti kolenního kloubu (patelofemorální syndrom, syndrom iliotibiálního traktu) 2. Achillova šlacha 3. Stresové zlomeniny 4. Mediální tibiální stresový syndrom 5. Plantární fascitida (Pribut, 2008) Problémy spojené s běžeckou obuví: •
Tendinopatie Achillovy šlachy (excentrické přetížení šlachy)
•
Plantární fascitida
•
Exostóza os cuneiforme mediale
•
Komprese n. cutaneus dorsalis
•
Impingement hlezna, distorze 30
•
Haglundova exostóza
•
Puchýře (Pribut, 2004)
4. 2 Běh a zastoupení fyzioterapie Běh je přirozenou lidskou aktivitou a jak již bylo popsáno výše, přináší s sebou mnoho výhod, spojených s aerobní činností, jakou běh bezpochyby je, udržení tělesné kondice a kvality života jako takové. Opačná strana mince jsou rizika s během spojená. Běžecká populace v zahraničí a v ČR vzrůstá. Proto je nutné myslet především na prevenci, nejen ve vrcholovém sportu, kde by měla být prevence naprostou samozřejmostí, ale také u široké „běžecké“ veřejnosti. V obou případech by kontrola kardiovaskulárního a pohybového systému
měla
být
samozřejmostí.
Vzrůstá
popularita
zátěžového
vyšetření
a podobarografického vyšetření jakožto přístrojových vyšetření. Na trhu existuje již velké množství běžecké obuvi, která je neustále zdokonalována moderními technologiemi. Zastoupení fyzioterapeuta, provedení kineziologického rozboru, navržení terapie k vyrovnání svalových dysbalancí a zlepšení pohybových stereotypů v rámci stabilizace pohybového aparátu a ekonomizace pohybu stojí zatím spíše v pozadí.
31
5 POVRCHOVÁ ELEKTROMYOGRAFIE Elektromyografie (EMG) je elektrofyziologická metoda, která zaznamenává elektrické děje na membránách nervových a svalových buněk a umožňuje posoudit stav kosterního svalstva a jeho řízení nervovým systémem. Jejím principem je snímání elektrických projevů svalové tkáně pomocí elektrod, které slouží jako anténa (Dufek, 1995, str. 9; Valouchová in Kolář, 2009, str.199). Povrchová elektromyografie (PEMG nebo také SEMG – Surface Electromyography) umožňuje pomocí povrchových elektrod snímat elektrické projevy činnosti svalového aparátu. Zdrojem elektromyografického signálu je transmembránový proud na úrovni sarkolemy. Jedná se o elektrický ekvivalent změny iontové výměny na membráně při svalové kontrakci. Záznam se nazývá elektromyograf. Obvykle má podobu více či méně vyjádřeného interferenčního vzorce, který vzniká překrytím sumačních potenciálů většího počtu motorických jednotek. Nejedná se však o prostou sumaci elektrického napětí v daném okamžiku, ale je výsledkem jejich interferencí v prostorovém vodiči – sval, kůže, elektrody (Rodová, Mayer, Janura, 2001, str. 173).
5. 1 Využití a limity PEMG PEMG poskytuje snadný přístup k fyziologickým procesům, které přímo souvisejí se vznikem pohybu a produkováním síly. Výhodou je neinvazivnost a relativně jednoduchý postup provedení detekce. K rizikům patří ovlivnění velikosti elektromyografického signálu v důsledku nerespektování technických požadavků v oblasti detekce a zpracování signálu. Kineziologická SEMG se zabývá především vyšetřením svalové funkce během selektovaného i komplexního pohybu, sleduje koordinaci činnosti svalů, pozoruje speciální vliv a efekt tréninkových metod, terapeutických prvků, vztah velikosti elektromyografického signálu k síle, i únavě a vliv interakce zátěže či nástroje a svalové funkce (Rodová et al., 2001). DeLuca (1997) na jednu stranu poukazuje na velkou šíři možností využití EMG, ale zároveň varuje před její značnou limitací, která musí být uvážena, a se kterou se musí během vyšetřování počítat, eventuelně ji odstranit. 5. 1. 1 EMG analýza v biomechanice Matematickým zpracováním dat zavedenými metodami (filtrace, rektifikace, integrace, RMS atd.) se získávají kvantitativní parametry EMG signálu, které lze dále porovnávat. Provádí se amplitudová a frekvenční analýza. 32
Pro rehabilitaci je elektromyografie užitečná především z hlediska biomechanického rozboru motoriky. Využívá se jako ukazatel: •
ukazatel svalové koordinace,
•
ukazatel síly vyvinuté svalovým stahem,
•
ukazatel míry svalové únavy
V rehabilitaci využíváme EMG především ke sledování vzájemné koordinace svalů během jednoduchých i komplexních pohybových činností. Konkrétně provádíme: •
hodnocení procentuálního zastoupení aktivace svalů
•
hodnocení stranové symetrie v aktivaci svalů
•
hodnocení „timing“ (časového sledu) aktivace jednotlivých svalů (Valouchová in Kolář, 2009, str. 201)
5. 1. 2 Sledování funkce svalů v čase Jedná se obvykle o pozorování vybraných svalů v dané činnosti. Je pozorován začátek, průběh a konec aktivity. Pro optimální vyhodnocení elektromyografického signálu z hlediska sledování časové posloupnosti zapojení svalů je nutná znalost velikosti „klidové aktivity“. Jedná se o velikost elektrické aktivity, respektive amplitudy elektromyografického signálu před začátkem aktivity. Za vlastní aktivaci je považován nárůst velikosti amplitudy o dvě směrodatné odchylky klidové hodnoty. Zvláštním případem je sledování timingu v souvislosti s nástupem síly. Mezi elektrickou aktivitou a mechanickou odpovědí dochází ke zpoždění. De Luca rozlišuje tzv. fyziologický charakter zpoždění, jehož příčinou je stavba a složení svalu a zpoždění na základě vedení a šíření elektrického potenciálu. Mezi faktory ovlivňující tzv. fyziologické zpoždění patří především: převaha typu vláken ve složení svalu, rychlost pálení motorické jednotky, viskoelastické vlastnosti svalu a šlachových tkání apod. Například rychleji vyvine sílu sval s převahou rychlých, glykolytických vláken (relativně větší procento rychlých kontrakcí), při vyšší rychlosti pálení motorických jednotek (Rodová et al., 2001, str. 175).
5. 2 Povrchové elektrody Povrchové elektrody jsou snadno dostupné, jednoduché pro použití a pro vyšetřovaného nepředstavují téměř žádný diskomfort. Elektrody mají nejrůznější parametry. 33
Předzesílené elektrody mají tu výhodu, že snižují artefakty, které by mohly být zavzaty do EMG signálu (Soderberg, Knutson, 2000). Průměr, lokalizace elektrod úměrně svalové hmotě a vzdálenost mezi elektrodami – na tomto poli existuje široké rozmezí akceptovatelných standardů, které závisí na tom, jaká studie je prováděna. Basmajian a DeLuca (1985, str. 28-29) předpokládají interdetekční povrch; tj. rozmístění ve vzdálenosti 1 cm pro povrchovou elektrodu. Existuje málo studií určujících standardy k určení vzdálenosti mezi elektrodami. Někteří autoři radí, že elektrody by měly být umístěny paralelně se svalovými vlákny, jiní autoři doporučují specifické umístění elektrod. Umísť ování elektrod na obou stranách motorického bodu bylo shledáno za nesprávné. Basmajian a DeLuca (in Soderberg&Knutson, 2000) stanovili, že elektroda by měla být umístěna v polovině mezi centrem inervační zóny a distální šlachou svalu.
5. 3 Faktory ovlivňující EMG signál Elektromyografický signál může být ovlivněn následujícími rušivými artefakty, které záznam deformují a ruší. Někdy mohou způsobit nečitelnost záznamu, vzácněji napodobují tvarem normálně se vyskytující potenciály a mohou vést k mylnému závěru. Typy artefaktů •
elektrodový šum
•
zesilovačový šum
•
porucha uzemnění
•
pohybové artefakty
•
pocení
•
radiová interference
•
zevní zdroje
•
křížení a pohyb kabelů (Dufek, 1995, str. 34)
34
5. 4 Vyžití PEMG v kineziologii a biomechanice V uplynulých letech byly provedeny studie, které se zabývají vztahem trupových a končetinových svalů. Tyto vztahy zkoumali např. zahraniční autoři Panjabi (1992), Cresswell (1994) a Hodges (1997). V ČR se problematikou povrchové elektromyografie kombinované s plantografickým vyšetřením zabýval Kolář (1995). V oblasti sportu se zapojením svalů při nejrůznějších sportovních činnostech zabývají např. autoři Pavlů, Pánek (2008). Hodges & Richardson (1997) ve své studii, kterou prováděli pomocí PEMG a jehlové EMG na základě předchozích prací zjistili, že m. transversus abdominis a mm. multifidi v oblasti bederní páteře hrají roli při kontrole stability páteře. Zdůrazňují ale i to, že je zatím málo poznatků o tom, jakými mechanismy ovládá CNS tyto svaly, když je stabilita páteře narušena pohyby končetin a kdy přesně se tyto svaly aktivují po zahájení měření činnosti (Onset Time, s). V popředí zájmu této práce bylo posouzení sledu aktivace břišních svalů, mm. multifidi a svalů dolní končetiny během pohybů v kyčelním kloubu (flexe, extenze, abdukce) po předchozím přenesení hmotnosti na stojnou končetinu. V souladu s poznatky Cresswella et al. (in Hodges&Richardson, 1997) se předpokládalo, že m. transversus abdominis bude aktivován dříve než ostatní trupové svaly a sval, který se při daném pohybu v kyčli aktivuje jako první (tzv. prime mover). M. transversus abdominis se zapojil pokaždé dříve než tzv. prime mover, při abdukci v kyčli se s ním zapojil m. obliquus internus abdominis a teprve poté prime mover (m. tensor fasciae latae), při extenzi se m. obliquus internus abdominis a m. rectus abdominis zapojily dříve než m. gluteus maximus. M. transversus abdominis slouží jako příprava tělesných segmentů na disturbance spojené s pohybem a to ve spolupráci s ostatními břišními svaly a mm. multifidi. M. obliquus externus abdominis se zapojil ve všech případech až po aktivaci tzv. prime mover. 35
Marshall&Murphy (2003) na základě předchozích studií (Hodges, Cresswell) provedli měření břišních svalů pomocí PEMG při pohybech horních končetin. Jejich cílem bylo posoudit platnost použití povrchových elektrod při snímání aktivity m. transversus abdominis a m. obliquus internus abdominis; zjistit, zda aktivita m. transversus předchází aktivitě končetinových svalů při provádění rychlých pohybů. Mimo těchto hypotéz, které se při měření potvrdili, autoři zjistili, že signál z těchto svalů není ovlivněn signálem ze snímaného m. rectus abdominis. Autoři také prokázali, že použití povrchových elektrod je výhodnější pro širší použití při snímání svalové aktivity než u jehlových elektrod, metoda je neinvazivní a nevyžaduje speciální dovednosti pro zavedení elektrod. Kolář (1995, str. 87-89) sledoval bércové svaly pomocí PEMG a kombinoval vyšetření stoje s plantografickým vyšetřením. Z práce vyplývá, že bércové svaly nesou zčásti odpovědnost za morfologické poměry nohy a jsou zároveň místem motorického odrazu ze senzorických oblastí nohy vlivem lability vertikální polohy. Aktivita bércových svalů je tak značně závislá nejen na charakteru pohybových aktivit, ale činnost tohoto svalstva je odrazem strukturálních a funkčních poměrů celého těla, podílejí se na ní morfologické poměry nohy a posturální reflexy. Jedná se tedy o faktory ke značné variabilitě v činnosti těchto svalů. Při vzpřímeném stoji je vždy aktivita v plantárních flexorech. Její distribuce a aktivita je ale zcela individuální. Jako hlavní sval zajišť ující vzpřímený stoj se jeví m. soleus, u nějž byla nalezena aktivita ve všech případech.
36
6 REAKČNÍ SÍLY POVRCHU, FDM DESKA 6. 1 Reakční síly povrchu Při každém kroku je noha vystavena působení sil. Silám, kterými působí noha na zem se říká kontaktní síly nohou (Foot Forces); silám, kterými působí zem na nohu se říká reakční síly (Ground Reaction Forces, GRF). Tyto síly jsou stejné velikosti, ale opačného směru. Reakční síly popisuje Karteziánský systém souřadnic. Síly jsou vyjádřeny podél tří na sobě kolmých os: vertikální, předozadní a mediolaterální. Všechny tři vektory síly se spojí v jednotný silový vektor mezi nohou a povrchem (Neumann, 2002, str. 553). Reakční síly lze měřit pomocí silové plošiny, která v podstatě funguje jako škála pro měření hmotnosti. Výzkumy využívající tuto techniku začaly již ve 30. letech 20. století. Existuje však jeden významný rozdíl mezi silovou plošinou a hmotnostní stupnicí – silová plošina měří povrchové reakční síly ve třech dimenzích (Enoka, 2002, str. 77). 6. 1. 1 Chůze Vertikální síly Svislé síly směřují kolmo k opěrné ploše. V tomto směru mají reakční síly dvojitý vrchol v daném krokovém cyklu. Síly jsou o něco větší než tělesná hmotnost v době zatížení a znovu pak ve fázi konečné fáze stoje (terminal stance). Během střední fáze stoje (mid stance) jsou síly mírně nižší než tělesná hmotnost. Tato jemná fluktuace v silovém působení je kvůli svislému zrychlení lidského těžiště. V době zatížení se CoM posouvá směrem dolů. Kolmo působící povrchová reakční síla je větší než hmotnost jedince proto, že je zapotřebí počátečního zpomalení pohybu spodní části těla a pak zrychlení horní části těla. Vyšší reakční síly v konečné fázi stoje odráží kombinovaný tlak zajišť ovaný plantárními flexory. Srovnání vertikální komponenty reakční síly v oporové fázi při chůzi a běhu viz Příloha 8. Předozadní síly V předozadním směru působí smykové síly souběžně s nosnou plochou. Při kontaktu s patou působí reakční síly v dorzálním směru. Mezi povrchem a nohou vzniká tření, které brání uklouznutí (typický obraz člověka, který uklouzl po banánové slupce). Velikost reakčních sil se zvětšuje s délkou kroku. Během fáze konečné fáze stoje a předšvihové fáze, jsou reakční síly orientovány směrem vpřed. Velikost propulzní síly závisí na rychlosti chůze. Vrchol předozadně působící síly se rovná 20% tělesné hmotnosti. Tyto smykové síly jsou z velké části výsledkem CoM těla, které je buď dorzálně od místa působení reakční síly (kontakt paty) a pak zpomaluje pohyb těla vpřed, nebo ventrálně od místa kontaktu nohy 37
(a místa působení reakční síly), (konečná fáze stoje, předšvihová fáze), což naopak zrychluje pohyb těla vpřed. Tyto síly jsou relativně stejné velikosti, ale opačného směru, zajišť ují rovnováhu těla ve chvíli, kdy je hmotnost přenášena ve fázi dvojí opory z jedné dolní končetiny na druhou. Zpomalení vyžaduje větší brzdnou sílu, než je propulzní. Opačně je tomu při zvýšení rychlosti. Mediolaterální síly Velikost reakčních sil v mediolatetrálním směru je poměrně malá (menší než 5% hmotnosti těla). Velikost a směr závisí z největší části na vztahu mezi pozicí CoM a lokalizací nohy (Neumann, 2002, str. 552). 6. 1. 2 Běh Nemáme k dispozici mnoho informací týkajících se distribuce tlaků na plosce nohy při běhu. Vzory tlakového rozložení se liší s typem nohy. U rigidního typu nohy se zvýšenou klenbou je při běhu zvýšené zatížení na patě a na přednoží. V případě ploché, flexibilnější nohy se zatížení promítá po celé ploše nohy včetně středonoží (viz Příloha 7). Cavanagh and Hennig (in Rodgers, 1988) zjistili, že při běhu se promítají průměrné vrcholy tlaků (868.0 kPa) ve fázi kontaktu do paty i přesto, že kontakt s povrchem byl delší v přední části nohy.
6. 2 Silové plošiny Dynamická analýza pohybu v biomechanice využívá pro kvantifikaci pohybové činnosti měření silových parametrů (síly vnitřní x vnější), výstupem je pak velikost maximální síly. Tento parametr je pro posouzení např. schopností sportovce důležitý, avšak pro detailnější analýzu je nutné znát změny síly v průběhu dané činnosti. K tomu nám slouží určení závislosti síly na čase (F(t)), které je výstupem při použití dynamografie. Základním přístrojovým vybavením, které je využíváno pro určení této závislosti, jsou silové (tenzometrické, piezoelektrické) plošiny. Tato zařízení využívají pro analýzu pohybu měření reakční síly, která vzniká při kontaktu těla s povrchem plošiny. Výsledná reakční síla je rozložena na tři základní složky ve směru anteroposteriorním, mediolaterálním a vertikálním, jak bylo popsáno výše. Tento rozklad nám umožňuje popsat prostorově pohyb z hlediska působící síly. Dalším důležitým parametrem je velikost silových momentů jednotlivých složek reakční síly. Silové plošiny lze dále využít při posouzení rovnováhy pomocí analýzy trajektorie váženého průměru tlakových sil, které působí na kontaktu těla s podložkou – CoP (Centre of Pressure). Člověk, např. při stoji, reaguje na měnící se 38
podmínky titubacemi těla, které se promítají do kontaktní polohy. Výsledkem těchto průmětů za určitou dobu je tzv. konfidenční elipsa. Její parametry (velikost obsahu, délka a směr os, hodnota směrodatných odchylek v daném směru apod.) nás informují o velikosti změn v průběhu sledované úlohy (www.upol.cz).
39
II. PRAKTICKÁ ČÁST
7 METODIKA VÝZKUMU Předmětem elektromyografie
výzkumu
je
sledování
vybraných
svalů
pomocí
povrchové
a analýza rozložení tlakových sil prostřednictvím kontaktní desky.
7. 1 Charakteristika probandů Studie se zúčastnilo celkem 20 běžců, kteří byli rozděleni do dvou skupin. Skupinu 1 tvořilo 9 výkonnostních běžců; 6 mužů a 3 ženy. Skupina 2 sestávala z 11 rekreačních běžců; 5 mužů a 6 žen. Charakteristika probandů je přehledně zpracována v následujích tabulkách. Věk
1
2
Výška (cm) 30 30 1. 1. 29 28 2. 2. 26 38 3. 3. 27 26 4. 4. 32 22 5. 5. 24 30 6. 6. 23 22 7. 7. 24 29 8. 8. 21 24 9. 9. X 39 10. 10. X 24 11. 11. Průměr 26,22 28,36 Průměr Max 32 39 Max Min 21 22 Min
1
2
Hmotnost (kg) 173 180 1. 181 183 2. 175 187 3. 179 168 4. 177 181 5. 181 172 6. 167 168 7. 180 165 8. 175 161 9. X 160 10. X 171 11. 176,4 172,36 Průměr 181 187 Max 167 160 Min
1
2
BMI (%) 62 72 1. 70 83 2. 60 90 3. 70 61 4. 70 65 5. 83 60 6. 55 58 7. 65 65 8. 60 52 9. X 55 10. X 64 11. 66,1 65,91 Průměr 83 90 Max 55 55 Min
1
2
20,05 21,37 19,59 21,85 22,34 25,34 19,72 20,06 19,59 X X 21,1 25,34 19,59
22,22 24,78 25,74 21,61 19,84 20,28 20,55 23,88 20,06 21,48 21,89 22,03 25,74 19,84
Tabulka 7. 1 – 1 Charakteristika probandů dle věku, výšky, hmotnosti a BMI
7. 1. 1 Skupina výkonnostních běžců Skupinu výkonnostních běžců tvořili orientační běžci, reprezentanti ČR v orientačním běhu (Czech orienteering, www.repreob.hyperlink.cz). Běžci se věnují běhu průměrně 16 let a každý z nich ročně absolvuje více jak 20 závodů v ČR i v zahraničí. Většina běžců se věnuje zdokonalování běžecké techniky prováděním běžecké abecedy. Všichni používají speciální běžeckou obuv. Ani v jednom případě nebyla běžecká obuv vybrána na základě speciálního vyšetření a měření. Méně jak polovina běžců používá ortopedické vložky do běžecké obuvi. Téměř všichni probandi si stěžují na přechodné bolesti pohybového aparátu, zejména bolesti 40
nosných kloubů či osového orgánu. U 5 běžců je klenba nohy v normě, 3 vykazují plochonoží, v 1 případě zjištěna vysoká klenba nožní. 7. 1. 2 Skupina rekreačních běžců Skupina hobby běžců byla tvořena převážně běžci z běžecké školy Miloše Škorpila (přední český ultramaratonec); www.bezeckaskola.com a běžci sdružující se na elektronickém fóru www.behej.com. Skupinu tvořilo 5 mužů a 6 žen. Běžci se věnují běhu průměrně 9 let, kromě jiných sportů, které provozují též na rekreační úrovni. Někteří z nich v minulosti provozovali vytrvalostní sport na vrcholové úrovni. Všichni probandi běhají minimálně 2x týdně, méně než polovina se věnuje provádění běžecké abecedy. Většina běžců se účastní závodů průměrně 5 závodů do roka. Všichni používají speciální běžeckou obuv. Ani v jednom případě nebyla běžecká obuv vybrána na základě speciálního vyšetření a měření. Méně jak polovina běžců používá ortopedické vložky do běžecké obuvi. Běžci si nejčastěji stěžují na bolesti zad a svalů dolních končetin v souvislosti se zátěží. Čtyři z běžců vykazují plochonoží, jeden vysokou klenbu.
Tab. 7. 1 – 2 Počet uběhnutých kilometrů za rok 2009 Objem km 1M 2M 3M 4M 5M 6M 7F 8F 9F Průměr Max Min
Týden 85 90 100 42 85 45 55 60 35 63 100 35
Měsíc 300 320 400 165 325 160 200 190 150 246 400 150
Rok 3600 3500 4800 1980 3700 1600 2500 2300 1700 2853 4000 1600
Objem km 1M 2M 3M 4M 5M 6F 7F 8F 9F 10F 11F Průměr Max Min
a) Skupina 1 (M-Male, F-Female)
Měsíc 180 165 80 40 270 90 60 50 150 55 90 112 270 40
b) Skupina 2 (M-Male, FFemale)
41
7. 2 Podmínky měření Pro účast na tomto experimentu bylo nutné splňovat následující kritéria Kritéria skupin : 1 Jedinci, kteří nikdy neměli úraz ani operaci nosných kloubů či páteře, bez opakovaných distorzí hlezenního kloubu. 2 Minimální odchylky od fyziologické normy. 3 Vzpřímené, optimální držení těla. 4 Věk – od 20 do 40 let. 5 Bez bolestí zad. 6 Bez další subjektivních příznaků a klinického nálezu. 8 V den měření žádný závod a náročnější trénink.
7. 3 Testované činnosti Každé měření probíhalo celkem třikrát. V případě statické analýzy trvalo měření 10 s. Stoj a chůze byly testovány v běžecké obuvi a bez ní souběžně s měřením na kontaktní desce.
Typ analýzy A. Statická analýza B. Dynamická analýza Pořadí 1.
Klidný stoj
Chůze
2.
Stoj na 1 DK*
Liftink
3.
Výpon
Skipink
4.
X
Předkopávání
5.
X
Zakopávání
Tabulka 7. 3– 1 Testované činnosti * DK – dolní končetina
42
7. 4 Měřené svaly a lokalizace elektrod Při měření bylo povrchovými elektrodami snímáno celkem 12 svalů, 6 trupových a 6 končetinových. Pořadí svalů odpovídá i umístění elektrod.
Pořadí Název svalu 1.
M. obliquus internus abdominis, dx.
2.
M. obliquus internus abdominis, sin.
3.
M. rectus abdominis, dx.
4.
M. rectus abdominis, sin.
5.
M. erector spinae, ThL oblast, dx.
6.
M. gastrocnemius medialis, dx.
7.
M. gastrocnemius lateralis, dx.
8.
M. soleus, dx.
9.
M. erector spinae, ThL oblast, sin.
10.
M. gastrocnemius medialis, sin.
11.
M. gastrocnemius lateralis,
12.
M. soleus, sin.
Tabulka 7. 4 – 1 Pořadí umístění elektrod (dx. – dexter, sin. – sinister)
43
7. 5 Technické zázemí Měření probíhalo v laboratoři PEMG na Klinice rehabilitace a tělovýchovného lékařství 2. lékařské fakulty Univerzity Karlovy. Laboratoř disponuje přístroji: Noraxon MyoSystem 1400A, Zebris FDM deska, videokamera. 7. 5. 1 Charakteristika použitého snímače Pro praktickou část práce byl použit 16ti kanálový přístroj MyoSystem 1400A firmy Noraxon. MyoSystem 1400A (dále jen systém) je modulární systém určený k registraci povrchově snímané aktivity EMG (SEMG). Přístroj má tři základní pracovní režimy. První je normální režim, druhý je měřící a třetí slouží k nastavení přístroje. Systém obsahuje: vlastní přístroj (obsahuje EMG hardware), síť ovou šňůru pro EMG přístroj, USB kabel pro přenos dat z MyoSystem 1400A do počítače, sadu elektrod (podle konfigurace přístroje – počtu kanálů jeden nebo dva aktivní pacientské kabely). Ke každému aktivnímu kabelu patří 8 elektrodových kabelů s aktivním zesilovačem a dvojicí patentových konektorů. Ty se připojují na samolepící povrchové elektrody EMG. Jeden elektrodový kabel v sadě má místo dvojice trojici patentových konektorů, třetí kabel je zemnící elektroda a stačí jej nalepit na pacienta pouze v jednom místě. (MyoSystem 1400A, Návod k použití, www.noraxon.cz)
7. 5. 2 Měřící systém Zebris Měřící systém Zebris umožňuje přesnou analýzu rozložení tlakových sil, vertikální složku reakčních sil a její působiště CoP. Měřící systém sestává z měřící platformy a softwaru, ten umožňuje rychlou a jednoduchou analýzu zaznamenaných měření na počítači. Rozdělení kontaktních sil v časovém sledu je registrováno měřící platformou, která je složená ze senzorů uspořádaných do sloupců a řádků. Možnosti přístroje Měřicí systém Zebris umožňuje: •
distribuce rozložení statických a dynamických sil snímaných pod nohama, a je proto vhodný pro analýzu stoje a chůze ( o délce 4m) měřící oblast - 144 x 56 cm, 208 x 56 cm a 304 x 56 cm
•
eliminace odchylek díky čidlům integrovaným v platformě - až 17.000 připojení systému k počítači přes USB kabel, nevyžaduje žádnou další elektroniku
•
lze
alternativně
synchronizovat
s měřícím
přístrojem
s videozáznamem, popř. s EMG záznamem (www.zebris.de)
44
pro
3D
analýzu,
Tabulka 7. 5. 2 – 1 Specifikace přístroje Zebris FDM deska Typ přístroje • FDM 1.5
Specifikace • měřící princip: kapacitní
•
dimenze: 158,0 x 0,5 x 2,5 cm (L x W x H)
•
PC propojení: USB
•
rozložení sensorů: 149,0 x 54, 2 cm (L x W)
•
měřící rozsah: 1-120 N/cm2
•
počet sensorů:11 264
•
přesnost: +- 5% (FS)
•
frekvence: 100 Hz
•
hystereze: menší jak 3% (FS)
7. 6 Průběh experimentu Před začátkem samotného měření byl proband informován o charakteru a průběhu měření a požádán o svolení o provedení měření stvrzené vlastnoručním podpisem. Potom následoval krátký pohovor a vyplnění dotazníku (viz Příloha 4). Dotazník obsahuje základní osobní údaje, anamnézu a údaje týkající se samotného běhu. Dále byl proveden kineziologický rozbor a antropometrické měření. Při měření byla snaha zajistit klidné prostředí. Měření trvalo cca 90 – 120 minut. 7. 6. 1 Příprava na měření Proband byl měřen ve spodním prádle se zpevněným gumovým lemem k fixaci měřícího zařízení. Lokalizace svalových bříšek byla provedena dle svalového testu a funkčních testů HSSP (hluboký stabilizační systém), (Janda at al., 2004, str. 237-238; Kolář, 2006). V případě ochlupení byla oblast oholena. Svalové bříško bylo očištěno abrazivním gelem NuPrep (firma Weaver), poté byly na každý sval nalepeny dvě registrační elektrody. U svalu č. 1 (m. obliquus abdominis internus, dx.) byly umístěny tři elektrody, z níž jedna byla zemnící. Pro experiment byly používány jednorázové elektrody Kendall Arbo, používané ke snímání EKG (elektrokardiografie), (firma tyco/Healthcare, 48x34mm). Elektrodám, které byly lepeny na trupové svalstvo, se při styku s druhou elektrodou ostříhaly okraje. Následovalo připínání kabelů k jednotlivým svalům tak, jak byly přednastaveny v počítačovém programu. Kabely byly dále fixovány páskou Omnifix (firma Hartmann), které byly lepeny do kříže a to v oblasti stehna a lýtka.
45
Jakmile byl proband takto připraven bylo provedeno zkušební měření pro kontrolu EMG signálu ze sledovaných svalů (stoj na 1DK, chůze, předklon, úklon, záklon). Před každým měřením byl proband instruován, jakou činnost má provést, jak dlouho bude činnost trvat, popř. kde činnost začíná a končí. Pokud bylo měření prováděno i s FDM deskou, byla před každým jednotlivým měřením kalibrována. Všichni probandi měli stejnoměrné zatížení obou dolních končetin. Měření bylo zahájeno povelem „Připravte se, měříme.“, zakončeno „Stop“., „Zastavit, stát.“
7. 6. 2 Technické problémy Při měření se vyskytovaly nejčastěji následující potíže: •
odlepování elektrod při zvýšené potivosti
•
odepínání kabelů při provádění dynamických činností
•
křížení kabelů
7. 7 Zpracování EMG signálu a výstupu z FDM desky Naměřená data byla následně matematicky zpracována zavedenými metodami. Zpracování elektromyografického signálu bylo prohlíženo a zpracováno v programu MyoResearch XP. Vzorkovací frekvence byla nastavena na hodnotu 1000Hz. Každé jednotlivé analýze předcházela úprava signálu tzv. Signal Processing: 1. Odstranění EKG křivky 2. Rektifikace; tzv. usměrnění, kdy se negativní potenciálové hodnoty transformují na pozitivní hodnoty 3. Smoothing; vyhlazení amplitudy EMG Pohyblivými markery pak byly označeny ty hodnoty, které byly dále zpracovány a vyhodnoceny. Pro každou pohybovou činnost byl vytvořen výsledný Report. 1. Average Activation - hodnocení průměrné aktivity jednotlivých svalů - hodnocení Mean (µV) – průměrná aktivita svalu, Peak (µV) - nejvyšší hodnota amplitudy, nezávislá na polaritě plus/minus 46
- analyzované činnosti: klidný stoj, chůze, liftink 2. Timing Analysis - hodnocení sledu aktivace svalů - hodnocení Onset (s) – zahájení aktivace, Offset (s) – konec aktivace, Firing Order – pořadí aktivace - analyzované činnosti: chůze, liftink Tyto Reporty (viz Příloha 4) a jejich grafické a numerické hodnoty pak sloužily ke statistickému zpracování dat. Naměřená data a grafické výstupy Zebris FDM kontaktní desky byly zpracovány v programu WinGait FDM 0. 1. 7. Zpracován byl klidný stoj bez běžecké obuvi a s běžeckou obuví, taktéž chůze. Výsledně vznikl taktéž Report (viz Příloha 3).
7. 8 Statistické zpracování dat Naměřená a upravená byla zpracována ve statistickém softwaru SPSS (Statistical Package for the Social Science). Naměřené hodnoty (Mean) aktivity všech měřených svalů trupu
a
lýtka
byly
zaznamenány při
všech
pohybových
situacích
z povrchové
elektromyografie spolu s vypočteným mediánem a směrodatnou odchylkou (SD) v programu Excel. Hodnoty byly zaneseny do tabulek, byla vytvořena datová matice k dalšímu statistickému zpracování. Pro
statistické
zhodnocení
byl
použit
Wilcoxonův
dvouvýběrový
t-test
(neparametrický Mann-Whitneyův test). Tímto statistickým testem byl porovnáván: 1. Rozdíl v průměrné aktivaci svalů trupu a lýtka mezi skupinou výkonnostních běžců a skupinou rekreačních běžců. 2. Rozdíl v tlakovém zatížení nohy v běžecké obuvi a bez ní. Podle vypočtené statistické hodnoty – významnosti p, bylo dále posuzováno, zda-li je/není prokázán statisticky významný/nevýznamný rozdíl mezi porovnávanými hodnotami. Pro prokázání statisticky významného rozdílu byla stanovena hodnota významnosti p menší nebo rovna hodnotě 0,05. Tato hodnota p, která byla využita při ověřování hypotéz, byla výše uvedeným statistickým testem, vypočtena pro všechny svaly a všechny pohybové aktivity. Pro analýzu pořadí aktivovaných svalů byl použit Chi-kvadrat Test, následně vznikla tzv. kontingenční tabulka. Data pro analýzu průměrné aktivace svalů byla dále zpracována v programu Excel. Bylspočítán průměr z hodnoty mediánu ze všech tří měření. V případě chůze a liftinku byla odečtenarelativně klidová hodnota stoje. Vzniklé grafy byly zpracovány v programu Origin. 47
8 Výsledky Ověření hypotéz Průměrné hodnoty mediánů (stoj, chůze, liftink); Mean, µV Testovaná činnost
Stoj
Sval č.
1
Skupina
Chůze 2
1
Liftink 2
1
2
1. M. obl. int. abd., dx.
15,500 12,067 5,600
7,166
31,300
19,733
2. M. obl. int. abd. sin.
12,670 6,050
4,963
4,273
20,763
12,750
3. M. rect. abd., dx.
3,080
3,340
2,893
3,923
17,620
11,527
4. M. rect. abd., sin.
3,147
3,190
3,313
3,177
14,220
9,477
5. M. erector sp., dx.
3,823
3,280
12,810 8,287
37,810
20,787
6. M. gastro. med., dx.
9,337
6,027
30,963 33,640 147,330 90,140
7. M. gastro. lat., sin.
9,563
6,353
10,604 20,614 109,170 60,280
8. M. soleus, dx.
20,100 11,300 9,600
15,100 64,700
49,333
9. M. erector sp., sin.
3,537
3,727
9,563
8,406
15,173
10. M. gastro. med., sin. 9,253
6,650
37,447 34,483 128,080 90,450
11. M. gastro. lat., sin.
7,947
5,377
19,020 23,656 109,386 74,090
12. M. soleus, sin.
14,767 11,133 19,366 21,300 63,566
29,030
56,034
Tabulka 8 - 1 Mean, µV (průměrná hodnota aktivace svalu); Skupina 1-Výkonnostní běžci, Skupina 2 – Rekreační běžci
Chůze Od každé hodnoty odečtena klidová hodnota stoje. Rozdíl zaznamenán u svalů č. 7 a 8. Liftink Od každé hodnoty odečtena klidová hodnota stoje. Rozdíl zaznamenán ve všech případech.
48
Graf 8 – 1 Průměrná hodnota mediánů při stoji; Mean, µV
49
Graf 8 – 2 Průměrná hodnota mediánů po odečtu klidové hodnoty stoje - chůze a liftink; Mean, µV
50
Průměrné hodnoty mediánů (stoj, chůze, liftink); Peak, µV Testovaná činnost
Stoj
Sval č.
1
Skupina
Chůze 2
1
Liftink 2
1
2
1. M. obl. int. abd., dx.
13,800 14,200 26,933
25,500
147,867 72,733
2. M. obl. int. abd.,sin.
9,273
6,703
34,494
17,764
84,827
48,230
3. M. rect. abd., dx
2,977
4,047
24,256
23,553
62,690
43,653
4. M. rect. abd.,sin.
2,770
3,533
23,597
21,900
44,263
43,867
5. M. erector sp., dx.
3,527
4,197
55,230
37,636
109,473 75,703
6. M. gastro. med., dx.
6,387
6,403
250,280 190,930 630,280 400,930
7. M. gastro. lat., sin.
6,443
6,770
96,224
8. M. soleus, dx.
14,567 10,447 92,733
89,520
252,766 242,553
9. M. erector sp., sin.
3,393
4,130
62,040
56,703
116,540 54,570
10. M. gastro. med., sin. 7,033
7,323
210,967 247,344 583,967 444,677
11. M. gastro. lat., sin.
6,413
3,000
174,920 240,667 472,254 420,667
12. M. soleus, sin.
13,567 12,033 103,766 110,967 239,100 246,300
154,563 474,890 339,563
Tabulka 8 - 2 Peak, µV (nejvyšší hodnota amplitudy, nezávislá na polaritě plus/minus); Skupina 1-Výkonnostní běžci, Skupina 2 – Rekreační běžci
Chůze Od každé hodnoty odečtena klidová hodnota stoje. Svaly č. 2, 5, 6, 7, 10 a 11 se významně liší. Liftink Od každé hodnoty odečtena klidová hodnota stoje. Rozdíl prokázán u všech měřených svalů.
51
Graf 8 – 3 Průměrná hodnota mediánů při stoji; Peak, µV
52
Graf 8 – 4 Průměrná hodnota mediánů po odečtu klidové hodnoty stoje - chůze a liftink; Peak, µV
Analýza časového sledu zapojení svalů 1. Onset Time, (s): doba od začátku globální analýzy do začátku první periody; nebyl prokázán statisticky významný rozdíl mezi skupinami. 2. Offset Time, (s): doba od začátku globální analýzy do konce první periody; nebyl prokázán statisticky významný rozdíl mezi skupinami.
53
3. Firing Order: pořadí všech svalů, založeno na základě nastavení period Na předních 6 místech se umísť ovalo převážně trupové svalstvo, avšak nevznikl významný statistický rozdíl mezi skupinami. 1. Chůze Statistický rozdíl vznikl pouze při 3. měření. Kontingenční tabulka Na předních 6ti místech se umístilo převážně trupové svalstvo. ANO NE Celkem Skupina 1 8 1 9 2 2 9 11 Celkem 10 10 20 Tabulka 8 – 3 Skupina 1- Výkonnostní běžci, Skupina 2 – Rekreační běžci
2. Liftink Nebyl zaznamenán žádný statistický rozdíl mezi skupinami. Kontingenční tabulka Na předních 6ti místech se umístilo převážně trupové svalstvo. ANO NE Celkem Skupina 1 3 6 9 2 3 8 11 Celkem 6 14 20 Tabulka 8 – 4 Skupina 1- Výkonnostní běžci, Skupina 2 – Rekreační běžci
Hypotéza H01 byla potvrzena pouze částečně a to pouze v případě časového sledu jednotlivých svalů. Hypotéza H3 nebyla potvrzena. Prokázala se pouze v jednotlivých případech.
54
Analýza tlakového zatížení plosky nohy při stoji a chůzi v běžecké obuvi a bez ní Testovaná
Stoj
Stoj B*
Chůze
Chůze
B*
činnost
Strana
Strana
Strana
Skupina
P
L
P
L
P
L
P
L
1
51,800
48,267
51,967
48,033
65,000
65,000
66,667
64,667
2
54,067
48,567
52,000
48,100
65,000
64,333
66,000
65,333
Tabulka 8 - 5 FDM deska, Average Forces % (Průměrné síly %), P – pravá, L – levá, *B – testovaná činnost v běžecké obuvi; Skupina 1-Výkonnostní běžci, Skupina 2 Rekreační běžci
1. Stoj Při stoji v běžecké obuvi a bez ní nebyl prokázán statistický rozdíl. Rozložení tlaků se při stoji významně neliší. 2. Chůze Z hlediska rozložení tlakových sil se chůze v běžecké obuvi a bez ní významně neliší.
Hypotéza H02 nebyla vyvrácena.
55
9 DISKUZE 9. 1 Diskuze teoretické části Tato práce si v teoretické části klade za cíl propojit neurofyziologické, anatomické a biomechanické poznatky, které byly popsány v teoretické části práce. Dále pak srovnat obě činnosti, chůzi a běh, jako přirozený projev lidské lokomoce. Dále pak porovnat poznatky autorů, kteří se zabývali měřením EMG aktivity trupových a končetinových svalů. V dnešní době stoupá význam funkce stabilizačního systému (core stability, central core of the body) nejen v oblasti fyzioterapie, ale i ve všech sportovních odvětvích. Kibler (2006) považuje stabilizační systém jako stěžejní předpoklad pro biomechanické funkce pohybového aparátu, která konkrétně v oblasti sportu slouží k rozvoji a zvýšení sportovního výkonu a minimalizaci zatížení kloubů u všech typů aktivit, tj. i při běhu. Ovšem je nutné zdůraznit, že tato funkce, jak se shodují citovaní autoři ve svých pracích (Enoka, 2002; Hodges, 1997; Kolář, 2005; Panjabi, 1992), vychází z řízení CNS a toto řízení je automatické. Svalová aktivita v kinetickém řetězci je založená na předprogramovaném vzoru svalové aktivace, která je spojená se specifickou sportovní činností a je zlepšována při jejím opakování. Přeprogramovaná svalová aktivita je výsledkem tzv. APA´s (Anticipatory Postural Adjustment), který přednastavením pohybových segmentů zajistí, že pohybový systém je schopen překonat narušení rovnováhy při různých činnostech. Přednastavení segmentů zahrnuje odpovídající postavení kostí na základě tahu svalů za účelem co nejrovnoměrnějšího zatížení kloubů (rozložení působících sil na kloub je rovnoměrné a ve všech směrech stejné), (Kibler, 2006). Kolář (2009, str. 242) tvrdí, že výraznější jsou tyto obecné kineziologické principy při sportovních výkonech. Aby sportovec dosáhl maximálního výkonu, musí respektovat nejen anatomické, ale i kineziologické principy, které jsou obsahem biomechanických i centrálních funkcí. To v praxi znamená, že posturální aktivita předchází a doprovází každý cílený pohyb. I když sval provádí daný pohyb dle anatomické funkce a dosahuje při provedení pohybu maximálních hodnot, nemusí být zapojen v konkrétní posturální funkci anebo jeho zapojení nemusí být dostatečné. V případě nedostatečného zapojení svalu při zpevnění segmentu(ů) se jedná o posturální nestabilitu. Chybný nábor svalů při stabilizaci si jedinec automaticky - a neuvědoměle zafixuje do všech vykonávaných pohybů a cvičení. Důsledkem je stereotypní přetěžování, které je významným etiopatogenetickým faktorem řady hybných poruch (Kolář 2009, str. 234).
56
Mnoho autorů se zabývá biomechanikou běhu a příčinami běžeckých zranění. Manson, McKean&Stanish (2008) ve své studii uvádí, že nejčastější zranění postihující běžce jsou zranění dolní končetiny. Několik autorů, na základě provedených studií týkajících se běhu, se shoduje na tom, že nejvíce zranitelným kloubem je právě kloub kolenní (Gent et al., 2007; Kelly et al., 2006; Messier et al., 2008; Pribut, 2008). Leetun et al. (2004) ve své dlouhodobé studii posuzující posturální stabilitu zjistil, že oslabení zevních rotátorů kyčelního kloubu koreluje s incidencí zranění kolenního kloubu. Gabbe et al. (in Lee at all, 2009) zjistil, že malé změny v kinematice kyčelního kloubu mohou být rizikovými faktory vzniku poranění ischiocrurálních svalů. To dle mého názoru potvrzují tvrzení Koláře (2009, str. 234), že fixace nesprávných vzorů a z toho plynoucí posturální nestabilita může vést k přetížení pohybového aparátu, přidá-li se k tomuto sportovní zatížení, může dojít ke zranění. Přístrojové vyšetřovací metody se dnes dostávají čím dál více do popředí zájmu v mnoha oborech, fyzioterapii nevyjímaje. Ty jsou používány k analýzám zkoumající svalovou aktivitu při nejrůznějších činnostech. Stále častěji je používají i samotní fyzioterapeuté nejen za účelem vyšetření, ale i k zajištění biologické zpětné vazby ve spolupráci s pacientem. Povrchová elektromyografie je bezpochyby velkým přínosem pro práci fyzioterapeuta, ale je nutné vzít v úvahu i faktory, které mohou ovlivnit EMG signál. Naštěstí lze mnoho faktorů ovlivnit a eliminovat případné chyby při měření; tj. velikost a typ elektrod, příprava měřené oblasti, prostor mezi elektrodami, standardizovaná lokalizace elektrod vzhledem k anatomickým poměrům. Mezi faktory, které mohou ovlivnit EMG signál a mohou být problematické, se řadí individuální anatomické odlišnosti (složení tělesných tkání – podkožní tuk, geometrie svalů) a rozdíl mezi pohlavími. Vliv na kvalitu signálu může mít také měření, které bylo provedeno s časovým posunem (např. 1 den); kvalitnější jsou měření provedená v tentýž den (Soderberg, 1992). Při sledování svalové kontrakce v dynamických režimech bychom měli též počítat s problematikou tzv. svalové únavy (tento pojem však není jednoznačně biomechanicky ani neurofyziologicky definován). Touto problematikou se zabývala celá řada autorů, kdy byl definován tzv. centrální a periferní nástup svalové únavy. Tento termín byl v r. 1982 definován následovně: 1. porucha rozumového provedení; 2. porucha motorického provedení; 3. vzestup EMG aktivity při prováděném pohybu; 4. posun EMG výkonového spektra
směrem
k nižším
frekvencím;
5.
porucha
výstupní
svalové
síly.
Z neurofyziologického pohledu byl centrální nástup únavy definován jako časoprostorové
57
snížení aktivace alfa motoneuronů ovlivněné vyššími úrovněmi CNS (Pánek, Pavlů, Čemusová, 2009 str. 98).
9. 1. 1 Shrnutí Dnes již existuje celá řada studií, která se zabývá vztahy mezi trupovým svalstvem a svaly horních či dolních končetin. Tyto studie, původně prováděné v souvislosti se stabilizací páteře a problematiky bolestí zad, jsou nyní přenášeny i na půdu sportovní medicíny. Zde přináší informace nejčastěji spojené se zvýšením výkonu a předcházení přetížení či zranění pohybového aparátu při konkrétní zátěži. K tomu slouží nejrůznější vyšetřovací metody, v jejich popředí stojí povrchová elektromyografie či kinematická analýza. Povrchová elektromyografie přináší mnoho výhod v porovnání s jehlovou EMG. Je však nutné dbát na dodržení standardizovaných postupů při měření, aby byla naměřená dat validní. Při měření je také důležité zohlednit individuální odlišnosti měřených jedinců a brát v potaz nástup svalové únavy a eventuelně ztrátu motivace jedince.
9. 2 Diskuze praktické části Z kapitoly Výsledky měření, kde byla porovnávána shromážděná data obou měřených skupin je zřejmé, že statisticky významný rozdíl vznikl při analýze průměrné svalové aktivace. 1. Průměrná aktivita (Mean, ) Za klidného stoje vznikl rozdíl u následujících svalů. M. obliquus int. abd., sin. (sval č. 2) vykazuje až o polovinu vyšší aktivaci u skupiny výkonnostních běžců. Průměrná aktivita se při klidném stoji lišila v případě m. soleus, dx. (sval č. 8). Tento sval měl prokazatelně vyšší hodnoty u skupiny výkonnostních běžců. Při analýze chůze vznikl významný rozdíl ve dvou případech a to u m. gastro. lat., dx. (sval č. 7) a m. soleus, dx. (svalu č. 8), v obou případech byla aktivita těchto svalů vyšší u rekreačních běžců, m. gastro. med., dx. (sval č. 6) se významně nelišil. V případě liftinku se lišily všechny měřené svaly, jejich aktivita byla prokazatelně vyšší
u skupiny výkonnostních běžců.
2. Nejvyšší hodnota amplitudy (Peak) Při chůzi vznikly rozdíly u svalů: m. obl. int. abd., sin.(sval č. 2), m. erector sp., dx. (sval č. 5), m. gastro. med., dx. (sval č. 6), m. gastro. lat., dx. (sval č. 7), m. gastro. med, sin. (sval č.10) a m. gastro. lat., sin. (sval č. 11). Svaly č. 2 (m. obl. int. abd., sin.), 5 (m. erector 58
so., dx.) a 6 (m. gastro. med., dx.) se aktivovaly ve větší míře u skupiny 1, u ostatních svalů tomu bylo naopak. Liftink se lišil v případě všech svalů, až na sval č. 12 (m. soleus, sin.), jehož aktivita byla významně vyšší u skupiny 2. Hypotéza 1 byla částečně potvrzena v případě analýzy průměrné aktivace svalů, avšak rozdíl v časovém sledu aktivace trupových a lýtkových svalů se nepotvrdil. Průměrné hodnoty aktivity většiny měřených svalů se nelišily ani tak při chůzi jako při liftinku. V případě této činnosti vykazuje skupina výkonnostních běžců průměrně až o třetinu vyšší aktivitu než skupina rekreačních běžců v případě průměrné aktivity (Mean, µV). Aktivita měřených svalů se lišila více jak o třetinu u skupiny 1 při analyzování nejvyšší hodnoty amplitudy (Peak, µV ). Ostatní statistické výsledky týkající se časového sledu aktivace trupových a lýtkových svalů (Firing Order) nevyvrací Hypotézu 1. Ve všech případech se zapojovaly trupové svaly významně dříve než končetinové, avšak pořadí se u obou skupin nijak nelišilo. U většiny sportovců se neprokázalo (Hypotéza 3), že by se břišní svaly zapojovaly významně dříve než svaly končetinové, resp. že jejich aktivace předchází aktivaci lýtkových svalů při chůzi a liftinku. Tato hypotéza se potvrdila pouze u některých sportovců. Na základě provedené statistické analýzy byla Hypotéza 2 potvrzena. Při stoji v běžecké obuvi a bez ní nebyl prokázán statistický rozdíl mezi oběma skupinami. Rozložení tlaků se při stoji významně neliší. Totéž bylo zjištěno i v případě chůze.
9. 2. 1 Shrnutí Z uvedených výsledků vyplývá, že existují rozdíly mezi skupinou výkonnostních běžců a skupinou rekreačních běžců a to především z hlediska kvantitativního. Kvantita se prokázala nejvíce při vyhodnocení průměrné aktivace jednotlivých svalů při tak komplexní činnosti jakou je běžecká abeceda, konkrétně tedy liftink. Toto si vysvětluji efektivnější prací svalů, které jsou poté schopny vyššího výkonu za určitý čas. Jedná se i o změny probíhající na buněčné úrovni zejména změny spojené se změnami kapacity energetických oxidačních pochodů (tj. zvětšení objemu mitochondrií, změny v enzymové výbavě buněk, zvyšující se oxidační kapacita trénovaného svalu a zvýšená kapilarizace svalových vláken, zvýšení obsahu myoglobinu a zásobních látek ve svalovém vláknu; hypertrofie červených svalových vláken). Samotná rychlost je spíše předpokladem neuromuskulárních interakcí a pohybové koordinace, což může souviset i se 59
způsobem náboru motorických jednotek (synchronizace a koordinace), (Máček&Vávra, 1988, str. 33). Zde hraje roli několik faktorů od délky provozování běžeckého sportu po objem tréninku absolvovaný za určitý čas, anatomické a biomechanické faktory, kvalitu pohybové koordinace, předešlá zranění, stav výživy a v neposlední řadě také psychické ladění a motivace sportovce. V případě timingu měřených svalů se nepotvrdil významný rozdíl mezi oběma skupinami. Na základě studií pojednávajících o zajištění páteře v gravitačním poli při pohybech horních či dolních končetin, že konkrétní břišní svaly a mm. multifidi se zapojují ještě před provedením pohybu kontralaterální končetiny se potvrzuje, proč stanovená hypotéza nebyla vyvrácena. V souladu s autory (Hodges&Richardson, 1997; Cresswell in Hodges, 1997; Marshall&Murphy, 2003), kteří se podobnými studiemi zabývali již dříve se domnívám, že platí tato anticipace trupových svalů pro obě skupiny běžců. Ovšem vzniká zde určitá diskrepance mezi dodatečně stanovenou hypotézou (H3: Břišní svaly se zpravidla zapojují dříve než svaly končetinové nezávisle na rozdílu mezi oběma skupinami.) a poznatkem Hodgese&Richardson (1997), který tvrdí, že aktivita m. transversus abdominis nastane ještě před zapojením svalu, který pohybu svým anatomickým průběhem odpovídá a je následován aktivitou ostatních břišních svalů (m. obliquus abdominis, m. rectus abdominis), snímaných i v této práci. Tato hypotéza nebyla potvrzena, což si vysvětluji tím, že bylo snímáno poměrně velké množství svalů při komplexních činnostech (chůze, liftink), které vyžadují zapojení v podstatě celého pohybového aparátu. I přes poznatky Marshalla&Murphy (2003), kteří svou prací prokazují validitu při snímání povrchovými elektrodami z měřených břišních svalů, si toto opodstatňuji tím, že velikou roli při měření sehrávají faktory jako potivost v souvislosti s délkou měření. V tomto případě by bylo možná a s výhodou využít kromě snímání povrchovou elektromyografií také kinematickou analýzu. Kinematická analýza umožňuje zaznamenat pohyb těla v prostoru pomocí několika kamer, které snímají markery umístěné na zvolených částech těla. Tímto způsobem by bylo možné odlišit jednotlivé fáze pohybu při takové komplexní činnosti jakou je běh. Podobná analýza byla nedávno provedena Pollockem et al. (2009), který snímal aktivitu trupového svalstva u elitních veslařek pomocí těchto dvou metod. Jak již bylo popsáno, výběr motorických programů pro provedení konkrétního pohybu řídí centrální nervový systém. Magnus (in Kolář, 2009, str. 234) říká, že posturální aktivita doprovází pohyb jako stín. Postura a její zajištění v gravitačním poli je dána souhrou svalů, které se při provedení daného pohybu zapojí tak, aby byl pohyb proveden 60
s co největší efektivitou, stál organismus co nejméně energie a přitom by nedocházelo k přetížení pohybového aparátu. V případě opakovaného provedení pohybu lze hovořit o tréninku konkrétního pohybu. Ten je trénován v rámci zažitého stereotypu uloženého v CNS. Běh je druh lokomoce, který umožňuje běžci překonat určitou vzdálenost za určitý čas určitým běžeckým stylem, který je běžci vlastní. Běžec tedy zvolí ty programy, které má „zažité“ a ty, pokud jsou trénovány a rozvíjeny, vedou k ekonomizaci pohybu tedy i ke zvýšení výkonu apod. Je známo mnoho případů elitních běžců, kteří jsou i přes svou zdánlivě na pohled neoptimální běžeckou techniku schopni podávat excelentní výkony. Nelze tedy říci, že by existoval zásadní rozdíl mezi oběma skupinami běžců v pořadí zapojovaných svalů. Kvalita prováděného pohybu je dle mého názoru spíše záležitostí individuální, tj. jedinec k ní může mít určité předpoklady, které mohou souviset i s kvalitou psychomotorického vývoje během prvních let života, tj. se zráním CNS a také se stavem muskuloskeletálního aparátu (tzn. kvalita svalů, vazů apod.). Druhá hypotéza, ověřená měřením na kontaktní desce, se týká rozložení kontaktních sil při stoji a chůzi a to v běžecké obuvi a bez obuvi. Nebyl potvrzen rozdíl mezi skupinou výkonnostních a rekreačních běžců, což si vysvětluji tím, že nebylo možné provést přímo analýzu běhu. Neumožňovaly to technické parametry FDM desky a prostor laboratoře. Pro tyto účely by bylo výhodnější provést studii s tlakoměrnými stélkami, které používají např. v biomechanické laboratoři C.A.S.R.I. a které lze využít např. i terénu (např. měření tlakoměrnými stélkami firmy Novel při extrémním horském maratonu, které bylo uskutečněno ve spolupráci s českým ultramaratoncem Milošem Škorpilem). Ačkoliv se žádné významné rozdíly mezi oběma skupinami nepotvrdily, je zajímavé, že téměř všichni běžci vykazovali příčně plochou nohu. Největší zatížení bylo zpravidla na patě a v oblasti 2. a 3. metatarsu. Všichni běžci disponovali speciální běžeckou obuví, která poskytuje běžci maximální komfort a tlumí nárazy vzniklé při běhu. Kolář (1995) uvádí, že bércové svaly jsou částečně odpovědné za morfologické poměry nohy a jsou zároveň místem motorického odrazu ze senzorických oblastí nohy vlivem lability vertikální polohy. Aktivita bércových svalů je tak značně závislá nejen na charakteru pohybových aktivit, ale činnost tohoto svalstva je odrazem strukturálních a funkčních poměrů celého těla. Proto si myslím, že je nutné se zamyslet nad výhodami běžecké obuvi, která je stále velice diskutována a jde ruku v ruce se vzrůstající popularitou běžeckého sportu. V populárně naučné literatuře o běžeckém sportu se dočteme o bezpodmínečné nutnosti kvalitní běžecké obuvi, která může ovlivnit i samotný výkon,
61
ovšem méně se již literatura zmiňuje o funkci nohy, jejíž správná funkce stojí i nad tou nejkvalitnější běžeckou obuví. Zde vidím i přínos této experimentální biomechanické práce pro fyzioterapii, neboť fyzioterapeut
se
ve
své
praxi
může
vrcholovými/výkonnostními sportovci.
62
setkávat
jak
s rekreačními,
tak
10 ZÁVĚRY 1. Mediány průměrné EMG aktivity svalů při stoji a chůzi nevykazovaly u většiny svalů rozdílnou aktivitu u skupiny výkonnostních a rekreačních běžců. 2. Osoby skupiny výkonnostních běžců vykazovaly statisticky významně větší mediány aktivity EMG než osoby rekreačních běžců. 3. V rámci statistického zhodnocení dat byl prokázán rozdíl u svalů trupových, signifikantní rozdíly však byly zaznamenány u svalů lýtkových. 4. Při hodnocení rozdílu mezi oběma skupinami v zapojení (Timing) trupových a lýtkových svalů nebyl dokázán statisticky významný rozdíl mezi oběma skupinami. 5. Pro porovnání dřívějšího zapojení břišních svalů před lýtkovými byla stanovena dodatečná hypotéza, která ve většině případů nepotvrzuje dřívější zapojení břišních svalů u většiny sportovců při snímání povrchovou EMG. 6. Nebyl prokázán statisticky významný rozdíl v rozložení tlakových sil při stoji a chůzi u skupiny výkonnostních a rekreačních běžců. 8. Pro porovnání bylo měření stoje a chůze provedeno v běžecké obuvi, ale tato situace měla v průměrném hodnocení na rozložení tlakových sil zanedbatelný vliv.
63
11 REFERENČNÍ SEZNAM BASMAJIAN, J.V.; DE LUCA, C.J. Muscle Alive : Their Function Revealed by Electromyography. Baltimore : Williams&Wilkins, 1985. 561 s. ISBN 9780683004144. DUFEK, Jaroslav. Elektromyografie : Učební text. Brno : Institut pro další vzdělávání pracovníků ve zdravotnictví BRNO, 1995. 102 s. ISBN 80-7013-208-6. ENOKA, Roger M. Neuromechanics of Human Movement. 3. vydání. USA : Amazon, 2002. 560 s. ISBN 0-7360-0251-0. GROSS, Jeffrey M., FETTO, Joseph, ROSEN, Elaine. Vyšetření pohybového aparátu. 2nd edition. Praha : Triton, 2005. 599 s. ISBN 80-7254-720-8. HODGES, P.W.; RICHARDSON, C.A. Contraction of the Abdominal Muscles Associated With Movement of the Lower Limb. Physical Therapy. 1997, 77, 2, s. 132-142. JANDA, V. a kol., Svalové funkční testy. Praha : Grada Publishing, 2004. 328 s. ISBN 80247- 0722-5. KAPANDJI, I. A. The Physiology of the Joints : Volume Two Lower Limb. 5th edition. London : Churchill Livingstone, 2007. 242 s. ISBN 9780443036187. KAPANDJI, I. A. The Physiology of the Joints : Volume ThreeThe Trunk and the Vertebral Column. 2th edition. London : Churchill Livingstone, 2004. 253 s. ISBN 0-44301209-1. KIBLER, W.B. ; PRESS, J.; SCIASCIA, A. . The Role of Core Stability in Athletics. Sports Medicine. 2006, 36, 3, s. 189-198. KOLÁŘ, P. PEMG sledování bércových svalů kombinované plantografickým vyšetřením. Československá pediatrie. 1995, 50, 2, s. 87-89. KOLÁŘ, Pavel. Význam hlubokého stabilizačního systému v rámci vertebrogenních obtíží. Neurologie pro praxi. 2005, 5, s. 270-275. KOLÁŘ, P. Vertebrogenní obtíže a stabilizační funkce svalů : Diagnostika. Rehabil. fyz. Lék.. 2006, roč. 13, č. 4, s. 155-170. KOLÁŘ, Pavel. Rehabilitace v klinické praxi. 1. Praha : Galén, 2009. Vyšetření pomocí funkčních laboratorních metod, s. 713. ISBN 9788072626571. KRAFT, G. H. Running Injuries. In Physical Medicine and Rehabilitation Clinics of NorthAmerica. USA : Elsevier Saunders, (16). 2005. s. 4-5. KRAM, R.; TAYLOR, CR. Energetics of running : a new perspective. Nature. 1990, 346, s. 265-
86. 64
LEADBETTER, W.B. Cell-matrix response in tendon injury.. Clinical Sports medicine. 1992, 11, 3, s. 533-578. LEE, M.J.C., et al. Running Biomechanics and Lower Limb Strength Associated with Prior Hamstring Injury. Medicine & Science in Sports & Exercise. 2009, 41, 10, s. 19421951. LEETUN D.T., IRELAND M.L., WILSON J.D., et al. Core stability measures as risk factors for lower extremity injury in athletes. Medicine & Science in Sports & Exercise. 2004; 36 (6): 926-34. MANSON, N.A.; MCKEAN, K.A.; STANISH, W.D. The biomechanics of running injuries. Journal of Bone and Joint Surgery. 2008, 90, 1, s. 52. MYORESEARCH XP: Master Edition/Basic Edition 1.04, Main Manual. USA: NoraxonEMG&Sensor System, 2004. 193s. MARSHALL, P.; MURPHY, B. . The validity and reliability of surface EMG to assess the neuromuscular response of the abdominal muscles to rapid limb movement. Journal of Electromyogrpahy and Kinesiology. 2003, 13, s. 477-489. MÁČEK, M.; VÁVRA, J. Fyziologie a patofyziologie tělesné zátěže. Praha : Avicenum, 1988. 353 s. ISBN 08-080-88. MCKEAN, K.A.; MANSON, N.A.; STANISH, W.D. Musculoskeletal Injury in the Masters Runners. Clinical Journal of Sports medicine. 2006, 16, 2, s. 149-154. MESSIER, S.P., et al. Risk Factors and Mechanisms of Knee Injury in Runners. Med. Sci. Sports Exerc.. 2008, 40, 11, s. 1873-1879. NEUMANN, Donald A. Kinesiology of the Musculosceletal System : Foundations for Physical Rehabilitation. 1. USA : Elsevier Science, 2002. 624 s. ISBN 13:9780815163497. NOVACHECK, Tom F. The biomechanics of running. Gait and Posture. 1998, 7, s. 77-95. PANJABI, M.M. The Stabilizing System of the Spine : Part I: Function, Dysfunction, Adaptation and Enhancement. Journal of Spinal Disorders. 1992, 5, 4, s. 383-389. PÁNEK, D.; PAVLŮ, D.; ČEMUSOVÁ, J. Rychlost vedení akčního potenciálu svalu jako identifikátor nástupu svalové únavy v povrchové elektromyografii. Rehabilitace a fyzikální lékařství. 2009, 3, s. 96-101. POLLOCK, C.L., et al. Electromyography and Kinematics of the Trunk During Rowing in Elite Female Rowers.. Medicine&Science in Sports&Exercise. 2009, 41, 3, s. 628-636. PRIBUT, S.M: . A Quick Look at Running Injuries. Podiatry Management. 2004, January, s. 57- 68. 65
PRIBUT, S. The Top Five Running Injuries Seen in the Office. Podiatry Management : Sports Podiatry.
2008,
3/4,
s.
117-134.
Dostupný
také
z
WWW:
<www.podiatrym.com>. RODOVÁ, D., MAYER, M., JANURA, M. Současné možnosti využití povrchové elektromyografie. In Rehabilitace a fyzikální lékařství. 8. vyd. Praha : Česká lékařská společnost J. E. Purkyně, 2001. s. 173-177. ISSN 1211-2658. ROGERS, M. M. Dynamic Biomechanics of the Normal Foot and Ankle During Walking and Running. Physical Therapy. 1988, 68, 12, s. 1822-1830. SODERBERG, G. L. U.S. Department of Health and Human Services. Selected Topics in Surface Electromyography : For Use in the Occupational Setting: Expert Perspectives [online]. USA : National Institute for Occupational Safety and Health, 1992 [cit. 2010-04-11]. Dostupné z WWW: <www.cdc.gov>. SODERBERG, G. L. ; KNUTSON, L.M. . A Guide for Use and Interpretation of Kinesiologic Electromyographic Data. Physical Therapy. 2000, 80, 5, s. 485-498. TROJAN, Stanislav, et al. Fyziologie a léčebná rehabilitace motoriky člověka. 3. přeprac. vyd. Praha : Grada Publishing, 2005. 237 s. ISBN 80-247-1296-2. TVRZNÍK, A., ŠKORPIL, M., SOUMAR, L. Běhání : Od joggingu po maraton. Magdaléna Jimelová. 1. vyd. Praha : Grada Publishing, 2006. 248 s. ISBN 80-247-1220-2. VAN GENT, R.N.; VAN MIDDELKOOP, M. Running injuries in long distance runners: a Incidence and determinants of lower extremity : a systematic review. British Journal of Sports Medicine. 2007, 41, s. 469-480. VÉLE, František. Kineziologie pro klinickou praxi. Praha : Grada Publishing, 1997. 271 s. ISBN 80-7169-256-5. VÉLE, F.; ČUMPELÍK, J. ; PAVLŮ, D. Úvaha nad problémem "stability" ve fyzioterapii. Rehabilitace a fyzikální lékařství. 2001, 3, s. 103-105. VÉLE, František. Kineziologie : přehled klinické kineziologie a patokineziologie pro diagnostiku a terapii poruch pohybové soustavy . Praha : Triton, 2006. 375 s. ISBN 80-7254-837-9. WINTER, D.A.; BISHOP, P.J. Lower extremity injury-biomechanical factors associated with chronic injury to the lower extremity. Sports medicine. 1992, 14, 3, s. 149-156. Internetové zdroje: JANURA, M. Www.upol.cz [online]. 2010 [cit. 2010-04-10]. Dostupné z WWW:
. 66
ŠKORPIL, M. Www.běžeckaskola.cz [online]. 2009 [cit. 2010-04-19]. Dostupné z WWW: <www.bezeckaskola.cz>. TVRZNÍK, A. Běžecká abeceda : Užitečná hra s pohybem. Behej.com [online]. 2007, 2, [cit. 2010-04-07]. Dostupný z WWW: <www.behej.com>. THE ZEBRIS FDM SYSTEM - Gait Analysis for Research and Clinical Applications [online]. Germany Allgäu : Zebris Medical GmbH, 2008 [cit. 2010-04-07]. Dostupné z WWW: <www.zebris.de>. Www.repreob.hyperlink.cz [online]. 2009-2010 [cit. 2010-04-19]. Czech Orienteering. Dostupné z WWW: <www.repreob.hyperlink.cz>.
67
12 PŘÍLOHY
68
Příloha 1 Stoj Sval/Skupina 1. M. obl. int. abd., dx. 2. M. obl. int. abd., sin. 3. M. rect. abd., dx. 4. M. rect. abd., sin. 5. M. erector sp., dx. 6. M. gastro. med., dx. 7. M. gastro. lat., sin. 8. M. soleus, dx. 9. M. erector sp., sin. 10. M. gastro. med., dx. 11. M. gastro. lat., sin. 12. M. soleus, sin.
1 15,50 12,17 3,08 3,15 3,82 9,34 9,56 20,10 3,54 9,25 7,95 14,77
Průměr Stoj SD Chůze Průměr Chůze SD Liftink Průměr Liftink SD 2 1 2 1 2 1 2 1 2 1 2 12,07 6,05 3,34 3,19 3,28 6,03 6,35 11,30 3,73 6,65 5,38 11,13
1,95 0,86 0,29 0,39 0,28 1,22 1,90 0,95 0,44 0,92 1,57 1,95
0,65 0,49 0,05 0,05 0,13 0,69 0,25 0,44 0,33 0,57 1,04 0,12
21,10 17,63 5,97 6,46 16,63 40,30 20,17 29,70 13,10 46,70 26,97 34,13
19,23 10,32 7,26 6,37 11,57 39,67 26,97 26,40 12,13 41,33 29,03 32,43
0,10 2,10 0,88 0,96 2,61 2,35 1,40 2,55 1,75 2,76 3,81 3,31
0,15 0,67 0,84 0,64 0,67 1,56 2,76 1,22 0,83 6,22 5,43 4,32
46,80 33,43 20,70 17,37 41,63 156,67 118,73 84,80 32,60 137,33 117,33 78,33
1. Mediány a směrodatné odchylky hodnoty Mean, µV: Stoj, Chůze, Liftink
31,80 7,22 1,42 18,80 6,11 0,10 14,87 4,83 0,25 12,67 2,02 0,93 24,07 4,08 1,86 96,17 5,77 4,25 66,63 26,22 6,63 60,63 2,11 3,69 18,90 1,73 1,65 97,10 7,77 6,54 79,47 9,87 2,89 67,17 9,06 1,50
Příloha 2 Stoj Sval/Skupina
1
1. M. obl. int. abd., dx. 13,80 2. M. obl. int. abd., sin. 9,27 3. M. rect. abd., dx. 2,98 4. M. rect. abd., sin. 2,77 5. M. erector sp., dx. 3,53 6. M. gastro. med., dx. 6,39 7. M. gastro. lat., sin. 6,44 8. M. soleus, dx. 14,57 9. M. erector sp., sin. 3,39 10. M. gastro. med., dx. 7,03 11. M. gastro. lat., sin. 6,41 12. M. soleus, sin. 13,57
Průměr Stoj SD Chůze Průměr Chůze SD Liftink Průměr Liftink SD 2 1 2 1 2 1 2 1 2 1 2 14,20 6,70 4,05 3,53 4,20 6,40 6,77 10,45 4,13 7,32 3,00 12,03
1,14 0,89 0,60 0,06 0,35 0,31 0,21 0,40 0,33 0,21 0,18 0,90
0,26 0,84 0,16 0,13 0,25 0,23 0,13 0,99 0,76 1,18 0,52 1,15
40,73 40,77 27,23 26,37 58,00 256,67 102,67 107,30 65,43 218,00 154,33 117,33
3,14 4,55 2,46 1,08 3,61 17,50 31,34 19,13 3,26 28,31 44,09 14,42
1,54 1,94 7,32 5,33 8,40 15,70 10,15 27,62 4,65 7,00 38,40 15,53
3,14 4,55 2,46 1,08 3,61 17,50 31,34 19,13 3,26 28,31 44,09 14,42
161,67 94,10 65,67 47,03 113,00 636,67 481,33 267,33 119,93 591,00 478,67 252,67
86,93 46,23 14,82 54,93 8,76 5,34 57,70 22,30 5,98 47,40 8,15 5,26 79,90 10,54 8,65 407,33 116,38 19,35 346,33 38,79 16,17 253,00 13,61 21,66 58,70 26,53 6,61 452,00 18,36 95,26 423,67 55,94 62,88 258,33 27,21 30,57
Tabulka 1 Mediány a směrodatné odchylky hodnoty Peak, µV: Stoj, Chůze, Liftink
Příloha 3
PROTOKOL O KINEZIOLOGICKÉM VYŠETŘENÍ BĚŽCE - zpracováno v rámci diplomové práce
I. SOUHLAS JEDINCE KONTROLNÍ SKUPINY S PROVEDENÝM VYŠETŘENÍM.
Souhlasím s vyšetřením a uveřejněním výsledků měření, které bude použito pro účely diplomové práce Bc. Lenky Manhartové. Byl jsem informován, že prováděná vyšetření nebudou mít negativní dopad na moje zdraví. Vyšetřující se zavazuje, že osobní data vyšetřovaného nebudou zveřejněna.
V Praze dne:…………………
Vyšetřující:…………………... Vyšetřovaný:………………….
II. OSOBNÍ ÚDAJE Jméno: Příjmení: Pohlaví: Věk: Výška (cm): Hmotnost (kg): Onemocnění (prodělaná v posledních 2 letech): Operace (prodělané v posledních 2 letech): Úrazy: Farmaka (dlouhodobě užívaná):
III. KINEZIOLOGICKÝ ROZBOR Páteř - sagitální rovina Z boku (dx.) hlava Cp ramena břicho pánev C páteř Th páteř LS páteř
• předsun • protrakce • ochablé • anteflexe • kyfoza • kyfoza • kyfoza
- frontální rovina Zezadu držení těla držení hlavy držení ramen držení lopatek cristae iliacea gluteální rýhy pánev kolenní klouby podkolenní jamky konfigurace lýtek plochonoží hallux vagus skolioza Poznámky
• norma • norma • vyrovnané • retroflexe • lordoza • lordoza • lordoza
• antalgické • předsun • gotická • sin výše • sin výše • sin výše • vybočení • varozní • sin výše • bolestivost • příčné • sin • Cp
• norma • norma • norma • norma
• chabé • úklon • elevace • dx výše • dx výše • dx výše • rotace • valgozní • dx výše • hypertonus • podélné • dx • Thp
• norma • rotace norma • protrakce • norma • scapula alata • vyrovnané • vyrovnané • vyrovnané • sešikmení • norma • genua recur. • norma • vyrovnané • hypotonus • norma • norma • norma • Lp • norma
IV. ANTROPOMETRICKÉ MĚŘENÍ
Uvedené údaje jsou uváděny v cm.
• délka DK:
Dx. Sin. ………………
Dx.
Sin.
• délka stehna: ………………
• obvod přes tuberositas tibiae: ………………
• délka bérce:
………………
• obvod lýtka:
………………
• délka nohy:
………………
• obvod přes kotníky:
………………
• obvod stehna: ……………… • obvod kolene: ………………
Příloha 4 Reporty
Report 1 Rozložení tlakových sil; proband J. M., stoj bez obuvi
Report 2 Rozložení tlakových sil; proband J. M., stoj v obuvi
Report 3 a) Rozložení tlakových sil; proband J. M., chůze bez obuvi
Report 3 b) Rozložení tlakových sil; proband J. M., chůze bez obuvi
Report 3 c) Rozložení tlakových sil; proband J. M., chůze bez obuvi
Report 4 a) Rozložení tlakových sil; proband J. M., chůze v obuvi
Report 4 b) Rozložení tlakových sil; proband J. M., chůze v obuvi
Report 4 c) Rozložení tlakových sil; proband J. M., chůze v obuvi
Report 5 a) Průměrná svalová aktivita; proband J. M., liftink
Report 5 b) Průměrná svalová aktivita; proband J. M., liftink
Report 6 a) Timing; proband J. M., liftink
Report 6 b) Timing; proband J. M., liftink
Příloha 5 Dokumentace měření (Fotoarchiv autora, 31. 1. 2010)
Foto 1 Pohled zepředu
Foto 2 Pohled zezadu
Foto 3 Test flexe DK
Foto 4 Test flexe hlavy
Foto 5 Test extenze hlavy
Foto 6 Výpon na špičkách
Přístroj Noraxon 1400A
Příloha 6 Břišní svaly dle Kapanji
Obrázek 1
Obrázek 2 Svaly břišní
a) m. obliques internus
stěny; průběh vláken
b) m. obliques externus
Příloha 7
Obrázek 1 Tlakové rozložení na osmi bodech na plosce nohy při běhu o rychlosti 3. 3 m/s. Umístění CoP u 2 typů běžců při stojné fázi krokového cyklu při běhu (Převzato z Enoka, 2002) * Rearfoot Striker – běžec s centrem tlaku v zadní části nohy Midfoot Striker – běžec zatěžující střední či přední část nohy
Příloha 8
Obrázek 2 Vertikální komponenta reakční síly v oporové fázi při chůzi (přerušovaná čára) a běhu (plná čára) (Převzato z Enoka, 2002)
