Stoßübertragung über das Knie und muskuläre Gelenkkopplung

Potthast, Wolfgang

Stoßübertragung über das Knie und muskuläre Gelenkkopplung

Medizin - Chirurgie, Unfall-, Sportmedizin

Zusammenfassung

Inhaltsangabe:Zusammenfassung:
In der biomechanischen Forschung besteht ein Kenntnisdefizit im Bezug auf die Weiterleitung von Stößen über die untere Extremität. Es kann davon ausgegangen werden, dass passive Strukturen wie Gelenkknorpel, Menisken, Knochenmaterial oder Gelenkkapselgewebe zumindest in vitro - eine stoßmodulierende Wirkung haben. Auch aktiven Mechanismen, wie z.B. veränderter Beinsteifigkeit in Folge von Gelenkwinkelvariationen, wird ein Einfluss auf die Stoßtransmission zugeschrieben. Wie jedoch Veränderungen in der Muskelaktivität in unterschiedlichen Gelenkwinkeln die Stoßübertragung beeinflussen, ist ungeklärt. Weiterhin ist nicht bekannt, ob passive Strukturen auch in vivo eine relevante Rolle bei der Stoßweiterleitung spielen.
Biologische Strukturen können auf stoßförmige Belastungen sowohl mit Materialversagen, d.h. Verletzungen oder Schädigungen, als auch mit Materialverbesserung, d.h. biopositiven Adaptationsprozessen, reagieren. Die Ausprägung dieser Reaktionen ist jedoch von den strukturinternen Belastungs- und Beanspruchungssituationen abhängig. Diese sind maßgeblich von der Weiterleitung externer Stöße abhängig. Einem detaillierten Verständnis bezüglich der Übertragung stoßförmiger Belastungen kommt also besondere Forschungsrelevanz zu.
Ziel der Arbeit war es, ursächliche Zusammenhänge zwischen Stoßweiterleitung und Muskelaktivität bzw. Gelenkwinkel zu erkennen und damit zu einem verbesserten Verständnis der Stoßtransmission beizutragen. Die Arbeit konzentrierte sich dabei auf den Übertrag über das vitale menschliche Kniegelenk.
Menschliche Fortbewegungssituationen ermöglichen es nur bedingt, aufgrund der gegenseitigen Beeinflussung von Kniewinkel und Muskelaktivität, die Stoßweiterleitung auf ihre Abhängigkeit von diesen Größen zu studieren. Deshalb wurden unter kontrollierten Bedingungen mit einem pneumatisch getriebenen Impacter Stöße plantar in die Fersen von vier männlichen freiwilligen Probanden eingeleitet. Die experimentellen Interventionen bestanden einerseits in Variationen des Kniewinkels von 0°, 20° und 40°. Andererseits wurde in jeder dieser Positionen die Muskelaktivität der gelenkumspannenden Muskulatur gezielt zwischen 0%, 30% und 60%, bezogen auf maximale willkürliche Kontraktionen, verändert. Als abhängige Variablen wurden die Beschleunigungen von Tibia und Femur mit Beschleunigungssensoren, die an Knochenschrauben montiert waren, dreidimensional erfasst. Die Orientierung der Sensorenachsen wurde […]

Leseprobe

Inhaltsverzeichnis

ID 8836

Potthast, Wolfgang: Stoßübertragung über das Knie und muskuläre Gelenkkopplung

Hamburg: Diplomica GmbH, 2005

Zugl.: Deutsche Sporthochschule Köln, Dissertation / Doktorarbeit, 2005

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Diplomica GmbH

http://www.diplom.de, Hamburg 2005

Printed in Germany

Lebenslauf

Wolfgang Potthast, geboren am 18.03.1967 in Möhnesee-Körbecke

1973-1977

Besuch der Katholischen Grundschule Möhnesee

1977-1986

Besuch des Archigymnasiums Soest

1986

Allgemeine

Hochschulreife

1987-89

Physikstudium an der Rheinischen Friedrich-Wilhelms

Universität zu Bonn

seit 1990

Sportstudium an der Deutschen Sporthochschule Köln

und Physikstudium an der Universität zu Köln

seit Oktober 1998

Studentische Hilfskraft im Institut für Leichtathletik und Turnen

seit Mai 1999

Diplomsportlehrer, Wissenschaftliche Hilfskraft im Institut für

Leichtathletik und Turnen

Juni 2000

Erste Staatsprüfung für das Lehramt für die Sekundarstufe II

in Sport und Physik

seit August 2000

Wissenschaftlicher Mitarbeiter und Wissenschaftliche Hilfskraft

im Institut für Biomechanik

seit WS 1999

Promotionsstudium

Kongressbeiträge

1999

Plantar pressure distribution on sliding on tennis clay courts.

Footwear Biomechanics. Canmore, Kanada

2000

Mechanical load and soccer specific sprints. International Society

of Biomechanics in Sports. Honkong, China

2001

Comparison of linear and non linear soccer specific sprinting

abilities. European College of Sport Sciences. Köln

Mechanical load in soccer specific sprints. European College of

Sport Sciences. Köln

Dynamische Berechnung von Scher- und Kompressionskräften

in Abhängigkeit vom L5/S1-Winkel. Deutsche Gesellschaft für

Biomechanik. Freiburg

Dynamic calculation of shear and compression forces depending

on L5/S1 angle. International Society of Biomechanics. Zürich

2002

The effect of a damping element in tennis rackets. International

Society of Biomechanics in Sports. Caceres, Spanien

Natural frequency of femur bone and bonepin. Worldcongress of

Biomechanics. Calgary, Kanada

2003

Relationship between ground reaction force and acceleration at

tibia and femur during heel toe running. Footwear Biomechanics.

Queenstown, Neuseeland

Axial shock transmission from tibia to femur during running.

International Society of Biomechanics. Duneedin, Neuseeland

2004

Einfluss des Schuhwerks auf die Beanspruchung von unterer

Extremität und Wirbelsäule. Golf und Orthopädie. Köln

Individual diagnostic of loading and functional capacity for

specific prevention in professional football. First International

Football Medicine Congress. München

Inhaltsverzeichnis

Inhaltsverzeichnis

Inhaltsverzeichnis...

1 Einleitung...

2 Stoßübertragung ...

2.1

Stoßförmige Belastung und Verletzungen ...5

2.2

Stoßweiterleitung...10

2.2.1

Bodenreaktionskraft als Inputsignal ...10

2.2.2

Zur Messmethodik der Stoßübertragung ...12

2.2.3

Weiterleitung von Stößen über das Muskelskelettsystem ...15

3 Problemstellung ...

3.1

Stoßweiterleitung externer Impacts ...29

3.2

Ziel der Studie ...31

4 Stoßübertragung über das Kniegelenk ...

4.1

Untersuchungsdesign ...32

4.2

Merkmalsstichprobe ...34

4.3

Messmethodik...36

4.4

Versuchsdurchführung ...48

4.5

Personenstichprobe ...53

4.6

Statistische Verfahren ...54

5 Ergebnisse...

5.1

Falleliminationen...55

5.2

Zusammenhang zwischen Muskelaktivität und

Kniewinkelparametern...56

5.3

Stoßparameter und deren Veränderung in

den Versuchsbedingungen...59

5.3.1

Kraft ...60

5.3.2

Beschleunigung ...63

5.3.3

Relationen der Stoßüberträge...70

5.4

Kompression und Scherung...74

6 Diskussion ...

6.1

Zur Methode ...78

6.2

Unabhängige Variablen: Muskelaktivität und Gelenkwinkel ...80

6.2.1

Muskelaktivität ...80

6.2.2

Kniewinkel...81

6.3

Abhängige Variablen: Kraft und Beschleunigung ...82

6.3.1

Kraft ...82

6.3.2

Beschleunigung ...84

6.4

Stoßübertrag und Relativbewegung ...89

6.4.1

Stoßübertragung ...89

6.4.2

Kompression und Scherung...95

6.4.3

Zusammenhang zwischen Stoßübertrag und Kompression ...98

6.5

Schlussfolgerungen und Ausblick...100

7 Zusammenfassung ...

103

8 Literaturverzeichnis ...

106

9 Abbildungsverzeichnis...

115

10 Tabellenverzeichnis ...

117

11 Anhang...

118

Einleitung

1 Einleitung

Giovanni Alfonso Borelli (1608 1679) wird häufig als Vater der Biomechanik

bezeichnet. In seiner Arbeit ,,De motu animalium" (posthum 1680-81), ,,Über die

Bewegung der Tiere", widmete er sich u. a. dem Studium mechanischer Stöße,

die in die untere Extremität eingeleitet werden. Er erklärte beispielsweise, dass

beim Menschen der Aufprall nach einem Sprung die Füße verletzen, brechen

oder dislozieren könnte. Zur Vermeidung dieser Unbequemlichkeit, beschreibt

Borelli weiter, strecke man zunächst vor der Landung nach einem Sprung die

Gelenke, um zuerst nur mit den Zehenspitzen den Boden zu berühren und dann

die gestreckten Beine nach und nach zu beugen und so nahezu den gesamten

Impuls des Falls aufzusaugen. Beim Treppensteigen im Dunkeln, so erläuterte

Borelli weiterhin, erwarte man mitunter am Ende der Treppe noch eine weitere

Stufe, was zu besonders heftigem Auftreffen des Fußes und zu großen Erschüt-

terungen des Beines und des gesamten Körpers führe. Bereits Borelli beschäftig-

te sich also mit dem Zustandekommen und der Wirkung externer Stöße auf die

untere Extremität und auch damit, wie diese weitergeleitet oder abgeschwächt

werden können. Detailliert hat er in dem Zusammenhang auch die weichen

Knorpel zwischen den Wirbelkörpern als Puffer beschrieben, welche die Knochen

vor Abnutzung schützen, ähnlich wie die halbmondförmigen harten Knorpel im

Knie, die das Femur von der Tibia trennen, als Polster zwischen den Knochen

dienen.

Nach wie vor stehen stoßförmige Belastungen, wie sie z.B. beim Gang oder Lauf

entstehen, im Interesse biomechanischer Forschung. Ihre Wirkung wird kontro-

vers diskutiert. Natürlich können hochintensive Stoßbelastungen, wie sie mitunter

in Unfallsituationen auftreten, zu akuten Verletzungen führen. Doch auch mode-

ratere repetetiv einwirkende Stöße werden mit Überlastungserscheinungen wie

Kopfschmerz, verschiedenen Formen von Rückenbeschwerden oder mit dem

Lockern von Endoprothesen in Verbindung gebracht. Die Ursachen von degene-

rativen Gelenkserkrankungen, insbesondere Arthrose, oder von Ermüdungsbrü-

chen, vor allem der Tibia, werden ebenfalls mit solchen Belastungsformen asso-

ziiert (Whittle, 1999). Ergebnisse aktueller Analysen dagegen zeigen auch, dass

mit den mechanischen Stimuli, die Stoßbelastungen auf biologische Strukturen

darstellen, biopositive Adaptationsvorgänge ausgelöst werden können. Die Dich-

ten und Massen der entsprechend beanspruchten Knochen erhöhen sich beson-

Einleitung

ders dann, wenn der mechanische Stimulus durch hohe Anstiegsraten gekenn-

zeichnet und darüber hinaus in seiner Richtung alltäglichen Beanspruchungen

unähnlich ist (Mosley, 2000). Die Reaktion von Knorpel auf Stoßbelastungen ist

weniger gut verstanden. Man geht davon aus, dass sie in moderatem Maße auf-

tretend materialverbessernd wirken, bei höherer Intensität jedoch Knorpelschä-

den hervorrufen können (Nigg, 1995).

Eine zentrale Stellung in der biomechanischen Forschung nimmt die Vorbeugung

vor Verletzungen ein. Dazu gehört auch die Schaffung geeigneter Belastungssi-

tuationen, um z.B. im Sport Überbeanspruchungsprozesse zu vermeiden oder

um in der Rehabilitation und Prävention biopositive Adaptationsvorgänge auszu-

lösen. Diese Abläufe sind von lokalen strukturinternen Belastungen abhängig, die

durch extern eingeleitete Stöße hervorgerufen werden können. In diesem Zu-

sammenhang ist deshalb ein detailliertes Verständnis der Weiterleitung dieser

Belastungen oder darüber, wie sie vom biologischen System abgeschwächt wer-

den, notwendig. Im Bezug auf die Stoßweiterleitung über den gesamten Körper

sind Änderungen der Gelenkwinkel, in Erweiterung Borellis qualitativen Beobach-

tungen, inzwischen auch quantitativ untersucht (McMahon et al., 1987, Lafortune

et al., 1996b). In Kadaverstudien wurde die stoßverändernde Wirkung von ge-

lenkinternen und von periartikulären Strukturen studiert (Radin & Paul, 1970;

Hoshino & Wallace, 1987).

Nicht detailliert untersucht wurde bisher, wie Stöße beim Übertrag über einzelne

Gelenke dann verändert werden, wenn den lebenden Organismus kennzeich-

nende Faktoren, wie z.B. die Muskelaktivität, wirksam bleiben.

Die vorliegende Arbeit geht der Frage nach, ob und wie der Stoßübertrag über

das menschliche vitale Kniegelenk durch veränderte Muskelaktivierung bei un-

terschiedlichen Gelenkwinkeln moduliert wird. Dazu wird ein experimentelles De-

sign gewählt, in dem unter standardisierten Bedingungen diese beiden Parame-

ter systematisch variiert werden.

Stoßübertragung

2 Stoßübertragung

Die skelettäre Weiterleitung von in die untere Extremität eingeleiteten stoßförmi-

gen Belastungen ist der zentrale Forschungsgegenstand der vorgestellten Arbeit.

Im folgenden Abschnitt wird anhand grundlegender und themenspezifischer Pu-

blikationen der aktuelle Forschungsstand dokumentiert, um aus identifizierten

Erkenntnislücken zu bearbeitende Probleme abzuleiten. Hierzu wird zunächst der

Zusammenhang zwischen gang- bzw. laufinduzierten stoßförmigen Belastungen

sowie typischen Verletzungen und Schäden anhand ausgewählter Veröffentli-

chungen bearbeitet, was zur Betrachtung von speziellen Überlegungen und Stu-

dien zur Stoßübertragung führt.

2.1 Stoßförmige Belastung und Verletzungen

Die Vielzahl von Veröffentlichungen, die sich mit Laufverletzungen beschäftigen,

kann hier nicht erschöpfend behandelt werden. Es sei diesbezüglich auf die Ar-

beiten von Bahlsen (1988), Kersting (1997), McClay (2000) und Nigg et al. (1995)

verwiesen, die ausführlichere zusammenfassende Überblicke bieten.

Nach einer Studie von Clement et al. (1981) traten bei 1650 untersuchten Läu-

fern insbesondere Tendinitiden und Faszienreizungen an Knie und Unterschen-

kel sowie Ansatzreizungen der Fußflexoren (über 30% aller Verletzungen) auf.

Knorpelschäden am Femoropatellargelenk (25%) sowie Überlastungssyndrome

des Vorfußes und Tibiastressfrakturen (je 3%) werden weiterhin genannt. Neben

anderen Gründen wie exzessiver Pronation, hoher Anzahl an Laufkilometern

oder weniger spezifizierten Trainingsfehlern werden Stoßkräfte oder exzessive

Stoßkräfte beim Laufen als wesentlicher Faktor für das Entstehen solcher laufty-

pischen Verletzungen angeführt (Clement et al., 1981; Cook et al., 1990, James

et al., 1978; van Mechelen, 1992). Vielfach handelt es sich bei der Analyse sol-

cher Beschwerden jedoch um befragungsgestützte retrospektive Studien, die

Verletzungsmechanismen letztlich nicht aufklären und strenge Ursache-

Wirkungs-Relationen nicht herstellen können. Deskriptive biomechanische Stu-

dien, die beim Lauf auftretende Bodenreaktionskräfte mit hinreichender Genauig-

keit untersuchten (Cavanagh & Lafortune, 1980; Munro et al., 1987), stützten

zunächst die Vorstellung des Schädigungspotentials hoher Stoßkräfte bzw. hoher

Kraftanstiegsraten.

Stoßübertragung

Auch bei anderen Aktivitäten wie z.B. dem Gang findet sich in der Literatur eine

Zuschreibung von Verletzungs- oder Schädigungsgefahr zu Stößen oder mecha-

nischen Schocks (Johnson, 1990; Wosk & Voloshin, 1981). Ergebnisse aus Un-

tersuchungen zur Wirkung von Stoßkräften beim Gang wurden ähnlich wie beim

Lauf interpretiert. In Untersuchungen an Pflegepersonal mit gleichverteilten

Schmerzcharakteristika im Eingangstest fanden Tooms et al. (1987) im Nachtest

dann vermehrt auftretende Schmerzen bei Mitgliedern der Kontrollgruppe ohne

Einlagenversorgung, während die mit viskoelastischen Schuheinlagen versorgte

Experimentalgruppe über weniger Schmerzen klagte. Die Autoren schlossen

daraus auf eine therapeutische und prophylaktische Wirkung der Einlagen, da die

wiederholt eingeleiteten Stoßkräfte des Ganges reduziert würden.

In zwei unabhängig voneinander durchgeführten Studien an Rekruten fanden

Schwellnus et al. (1990) sowie Simkin und Mitarbeiter (1989) nach neun- bis

vierzehnwöchigem Militärtraining in den Gruppen, die eingangs mit als stoßab-

sorbierend bezeichneten Einlegesohlen ausgestattet wurden, signifikant weniger

Überlastungsverletzungen insgesamt und speziell eine reduzierte Häufigkeit an

Stressfrakturen der unteren Extremität. Die Gruppe um Simkin differenzierte zu-

sätzlich, dass bei Soldaten aus der Experimentalgruppe mit hohem Fußgewölbe

weniger femorale Frakturen zu verzeichnen waren und bei Soldaten mit flachem

Gewölbe weniger Frakturen an den Metatarsalia. In beiden Studien wurde intuitiv

mit der Verwendung von weichen oder viskösen Einlagen eine Stoßreduktion

verbunden. Die Reduktion der Verletzungshäufigkeit wurde auf diese Stoßreduk-

tion zurückgeführt. Simkin et al. schlossen weiterhin, dass flache Fußgewölbe

eine bessere stoßreduzierende Wirkung haben und die Verwendung der Einlage

das Defizit in der Stoßreduktion des hohen Gewölbes ausgleichen kann. In kei-

nem der Fälle wurden biomechanische Parameter zu Quantifizierung des Stoßes

oder anderer Veränderungen durch die Einlagenverwendung erhoben, so dass

ein Ursache-Wirkungs-Zusammenhang hieraus nicht zwangsläufig abgeleitet

werden kann.

Die wesentliche Basis für die Schlussfolgerungen der vorgenannten Studien stell-

te eine Reihe von Tierexperimenten dar, in denen in vitro und in vivo Extremitä-

ten gezielt stoßförmiger Belastung ausgesetzt wurden. Radin und Paul (1971)

setzten die Artt. metacarpophalangeae einer Gruppe von Rindern in vitro sinus-

förmigen Belastungen aus. Die Gelenke einer zweiten Gruppe wurden zusätzlich

durch eine überlagerte stoßförmige Kraftspitze beansprucht. Im Gegensatz zur

Stoßübertragung

ersten Gruppe zeigten sich in der zweiten Gruppe nach zwölf Stunden Abrieber-

scheinungen am Gelenkknorpel.

In weiteren Studien wurden in vivo in geschiente extendierte Extremitäten von

Hasen kontrolliert Stöße eingeleitet. Histologische Analysen zeigten an belaste-

ten Extremitäten, anders als an den unbelasteten, arthroseähnliche Knorpelver-

änderungen (Radin et al., 1973; Dekel & Weissman, 1978; Serink et al. 1977).

Als problematisch an diesen Studien wurde angesehen, dass entweder die Zeit-

charakteristik der Stoßeinleitung nicht genau beschrieben wurde oder die Kraft-

amplituden als unphysiologisch hoch zu bewerten waren (Kersting 1997; Nigg et

al. 1995).

Radin et al. (1982) fanden bei Schafen, die über einen Zeitraum von 2,5 Jahren

auf Asphalt gehalten wurden, arthroseverwandte Veränderungen des Kniege-

lenks. Dies war bei einer Vergleichsgruppe, die sich auf weicherem Untergrund

mit Holzspänen bewegte, nicht der Fall. Auch hier wurden die krankhaften Reak-

tionen auf höhere Stoßkräfte zurückgeführt. Eine biomechanische Bestimmung

der eingeleiteten Belastungen fand jedoch nicht statt.

Prinzipiell erscheint es nur eingeschränkt gültig, die Ergebnisse aus den epide-

miologischen weitgehend deskriptiven Studien an menschlichen Populationen

(Clement et al., 1981; Schwellnus et al., 1990; Tooms et al., 1987) über die Er-

gebnisse der Tierexperimente (Radin & Paul, 1971; Radin et al., 1973; Dekel &

Weissman, 1978; Serink et al., 1977; Radin et al., 1982) zu erklären. Unter Be-

rücksichtigung der Tatsachen, dass hier biomechanische Bestimmungen der

Lasteinträge fehlen und dass die Stoßamplituden z.T. nicht beschrieben oder

unphysiologisch hoch und möglicherweise auch in ihren Richtungen unphysiolo-

gisch angesetzt wurden, scheinen die Ergebnisse nicht äquivalent auf mensch-

liche Probanden übertragbar zu sein. Hinzu kommt die Überlegung, dass es sich

bei den untersuchten Tieren um Vorfuß- oder Zehengänger bzw. läufer handelt.

Bei natürlichen Bewegungen wären dann geringere stoßartige Belastungen zu

erwarten als beim mit dem Rückfuß aufsetzenden Menschen. Es ist denkbar,

dass deshalb der menschliche Gelenkknorpel an stoßartige Belastungen besser

angepasst ist als der tierische.

Im Kontrast zu den vorgenannten Studien stehen die Ergebnisse von Studien mit

longitudinalen Designs an Läuferpopulationen: Bahlsen (1988) setzte in einem

sechsmonatigen prospektiven Ansatz biomechanische Parameter und Umge-

bungsfaktoren mit dem Auftreten von Laufverletzungen in Beziehung. Die Lokali-

Stoßübertragung

sationen und Muster der aufgetretenen Verletzungen standen nicht in Wider-

spruch zu älteren Studien. Zusätzlich konnten externe Faktoren wie diverse Cha-

rakteristika des bevorzugten Laufuntergrunds, Laufgeschwindigkeit oder Umge-

bungstemperatur mit der Verletzungswahrscheinlichkeit in Zusammenhang ge-

bracht werden. Als einziger biomechanischer Parameter konnte ein erhöhter

Rückfußpronationswinkel mit Überlastungssyndromen an der Patella assoziiert

werden. Anhand der Höhe oder der Anstiegsrate der stoßförmig eingeleiteten

Bodenreaktionskraft dagegen konnten Verletzungen nicht prognostiziert werden.

Eine durch Nigg und Mitarbeiter (1995) vorgenommene Re-Analyse der Reak-

tionskräfte aus der Studie von Bahlsen deutet sogar einen inversen Zusammen-

hang an (s. Abbildung 1): Diejenigen 25% der untersuchten Läufer, welche die

geringsten Kraftspitzen beim Laufen generierten, prägten nicht häufiger

Verletzungen aus als die Probanden in den beiden anderen Gruppen mit

gemäßigten oder hohen externen Kräften. Die Gruppierung nach den generierten

Kraftanstiegsraten zeigt sogar einen noch deutlicheren Zusammenhang in

Richtung einer Reduktion der Verletzungshäufigkeit von 30 auf etwa 15%. Die

geringste Häufigkeit zeigte sich hier in der Gruppe mit der höchsten Anstiegsrate,

wobei sich in der Gruppe mit den geringsten Kraftraten die meisten Verletzungen

ausbildeten.

gering 25%

mittel 50%

hoch 25%

Kraftanstiegsrate [kN/s]

Kraft

l. Ver

let

zungshäuf

kei

]

vertikale Stoßkraft [N]

gering 25%

mittel 50%

hoch 25%

79,2 - 97,4

47,3 - 79,1

0,8 - 47,2

1379 - 2000

1019 - 1378

606 - 1018

Kraftanstieg

Abbildung 1: Relative Verletzungshäufigkeiten in Gruppen mit unterschiedlich

hohen Stoßkräften (schwarz) bzw. Kraftanstiegsraten (grau) beim Fußaufsatz

(modifiziert nach Nigg et al. 1995; der Autor (Nigg) stimmte der modifizierten

Darstellung und Korrektur eines Druckfehlers (kN/s anstatt N/s zu)).

Stoßübertragung

In Studien zu knöchernen Adaptationsvorgängen zeigten Kersting (1997) und

Kersting und Brüggemann (1999) die Modulationsmöglichkeit der calcanealen

Knochendichte durch Variation des Laufschuhs und damit der Stoßkraft bei uner-

fahrenen Läufern. Sie wählten ein 20-wöchiges prospektives Untersuchungsde-

sign, in dem dynamometrisch die in den Rückfuß eingeleiteten Kräfte kontrolliert

wurden. Allein durch die Wahl unterschiedlich harter Mittelsohlen der gewählten

Laufschuhe konnte weder die wirkende Stoßkraft gezielt beeinflusst werden,

noch wurde eine systematische Veränderung der Knochendichte des Fersen-

beins erreicht. Durch geometrische Veränderungen der Laufschuhe jedoch konn-

ten gezielte Stoßkraftvariationen realisiert werden. Die Läufer, die dadurch ihren

Calcaneus einer höheren Belastung aussetzten, hatten nach Ablauf des Experi-

ments dort höhere Knochendichten als die Teilnehmer mit geringeren Stößen.

Dazu in Übereinstimmung ist eine Vielzahl von isolierten Belastungsexperi-

menten von Knochenmaterial zu finden, die hier nicht im einzelnen bearbeitet

werden. In einem Übersichtsartikel stellt Mosley (2000) heraus, dass Knochen-

material insbesondere dann biopositive Anpassungen zeigt, wenn es hoch und

hochdynamisch beansprucht wird. Hohe Spannungen und hohe Spannungsra-

ten, die möglichst in Lokalisation und Richtung den alltäglich auftretenden unähn-

lich sind, aktivieren den Prozess des Knochenwachstums und -umbaus. Die

Spannungsverteilung innerhalb der betrachteten Struktur erscheint also neben

der Beanspruchungshöhe oder rate von besonderer Bedeutung.

Über die Anpassung von Gelenkknorpel auf stoßförmige Belastungen ist relativ

wenig bekannt. Nigg et al. (1995) und Kersting (1997) interpretieren die in der

Literatur verfügbaren Ergebnisse so, dass moderate intermittierende Knorpelbe-

lastung zu einer Stimulation der Chondrozyten und damit zu Biosynthese führen

kann. Exzessive Belastung jedoch kann Fissuren und dadurch Knorpeldegenera-

tion auslösen. Wie hoch jedoch extern eingeleitete Belastung bzw. die dadurch

im Knorpel auftretende Beanspruchung ist, um zwangsläufig Schädigungen her-

vorzurufen, ist nicht verstanden.

Zusammenfassend kann festgehalten werden, dass die Wirkung von Stößen auf

die untere Extremität im Hinblick auf die Ausprägung von Verletzungen und

Schäden kontrovers diskutiert wird, wobei sich jedoch zunehmend die Ansicht zu

etablieren scheint, dass hohe derartige Belastungen nicht per se schädlich sind,

sondern ebenso biopositive Anpassungen nach sich ziehen können. In allen An-

sätzen, die sich mit dem Effekt stoßförmiger Krafteinleitung befassen, findet sich

die Vorstellung der Weiterleitung von Stoß- oder Schockwellen im biologischen

Stoßübertragung

Material (Collins & Whittle, 1989; Johnson, 1990; Kersting, 1997; McClay, 2000;

Nigg, 1995; Whittle, 1999; Wosk, 1982) und dadurch entstandenen strukturspezi-

fischen Spannungsverteilungen (Mosley, 2000), die einerseits über verschiede-

ne, nur zum Teil weiter detailliert charakterisierte Mechanismen abgeschwächt

werden, im biologischen System jedoch wesentlich für die entweder bionegativen

Anpassungen in Form von Verletzungen bzw. Überlastungsschäden oder biopo-

sitiven Adaptationen wie Materialverbesserung verantwortlich sind. Kersting

(1997) und Nigg et al. (1995) charakterisieren theoretisch die Weiterleitung sol-

cher durch die Kollision des Fußes mit dem Untergrund initiierten Wellen. Sie

stellen heraus, dass unter gewissen Annahmen die langen Knochen als starre

Körper verstanden werden können, insbesondere aber die gelenkigen Verbin-

dungen als Unterbrechungen das Fortlaufen der Stöße bzw. Stoßwellen wesent-

lich beeinflussen. Sie weisen zusätzlich auf die Bedeutungen von Gelenkwinkeln

und Muskelkräften als die Weiterleitung wesentlich bestimmende Faktoren hin,

die aber noch nicht vollständig verstanden sind. Die Transmission solcher Stöße,

zunächst über die Schnittstelle Fuß-Boden und dann entlang der übrigen Seg-

mente des Bewegungsapparates, wird im nächsten Abschnitt diskutiert.

2.2 Stoßweiterleitung

Im vorhergehenden Abschnitt wurde die Forschungsrelevanz der Wirkung von

Stößen, wie sie beim Laufen und Gehen auf die untere Extremität eingeleitet

werden, herausgestellt. Insbesondere ihre Transmission über Skelett und Weich-

teile konnte als bedeutsames Teilgebiet, das nachfolgend bearbeitet wird, identi-

fiziert werden. Zunächst wird die Bodenreaktionskraft in Gang und Lauf be-

schrieben und es werden Begrifflichkeiten festgelegt. Nach Arbeiten zur mess-

technischen Erfassung der Stoßweiterleitung werden spezielle, die Transmission

über Skelett und Weichteile differenziert bearbeitende Studien erörtert.

2.2.1 Bodenreaktionskraft als Inputsignal

Die bei Gang und Rückfußlauf entsprechend des zweiten Newtonschen Axioms

auftretenden Bodenreaktionskräfte (BRK), die neben Verformungen vor allem zu

Beschleunigungen der Körpersegmente führen, sind (s. Abbildung 2) durch ein

deutliches lokales Maximum innerhalb der ersten 50 ms nach Bodenkontakt ge-

kennzeichnet (Cavanagh & Lafortune, 1980; Munro et al., 1987; Whittle, 1999).

Die Bodenreaktionskraft repräsentiert die Summe aller während des Bodenkon-

takts auf den Massenmittelpunkt des Körpers wirkenden Kräfte. In Übereinstim-

Stoßübertragung

mung mit der Literatur (Kersting, 1997; Nigg et al., 1995) wird die erste Phase im

Kraft-Zeitverlauf, die durch das erste lokale Maximum gekennzeichnet ist, in die-

ser Arbeit als Impact bezeichnet, der durch seine Höhe (Impactmaximum) und

zeitlichen Anstieg (Impactrate) gekennzeichnet ist (s. Abbildung 2). Für den Lauf

lassen sich typische Signalfrequenzen der Reaktionskraft in der Impactphase von

etwa 20 Hz ableiten.

0,2

0,4

0,6

0,8

500

1000

1500

2000

0,15

0,20

0,25

0,30

denr

eakt

ionsk

raf

t [

]

Zeit [s]

Gang

Lauf

Impact

Abbildung 2: Beispielhaft dargestellte Bodenreaktionskraftkurven eines Proban-

den (75 kg) mit durch Rechtecke hervorgehobene Impactphasen im Gang (grau)

und Lauf mit 3 m/s (schwarz). Der Fußaufsatz erfolgte mit dem Rückfuß. Die lin-

ke Seite stellt die gesamten Stützphasen dar, die rechte Seite vergrößert die

Fußaufsatzphase.

In der klassischen Mechanik treten solche Impacts bei Stoßvorgängen zwischen

Körpern auf. Die Kinetik eines mehrsegmentigen verbundenen Systems wird bei

Stößen u.a. durch den Begriff des Schocks charakterisiert, der eine vorüberge-

hende Zustandsänderung durch eine plötzliche Kraftänderung darstellt und an-

hand dieser Kraft oder der daraus resultierenden Beschleunigung quantifiziert

werden kann.

Der beim Rückfußlauf oder Gang auftretende Impact wird u.a. als Auslöser für

eine Schockwelle verstanden, die sich von der Kontaktstelle des Fußes mit dem

Untergrund über die untere Extremität nach kranial ausbreitet, wovon das Ske-

lettsystem sowie Weichteile betroffen sein können (Boyer & Nigg, 2004; Collins &

Whittle, 1989; Light et al., 1980; McClay, 2000; Nigg, 2001; Nigg & Wakeling,

2001; Tooms, 1987; Wakeling & Nigg, 2001a; Whittle, 1999).

Stoßübertragung

Zur differenzierten Charakterisierung der Wirkung des Impacts auf einzelne

Segmente reicht die Betrachtung der Bodenreaktionskraft allein nicht aus (Bob-

bert et al., 1991; Denoth, 1986; Nigg et al., 1995). Die Arbeitsgruppe um Bobbert

(1991) konnte anhand kinematisch gestützter Berechnungen zeigen, dass die

Frequenzcharakteristik der BRK in der Impactphase und damit die kennzeich-

nende steile initiale Flanke im wesentlichen auf das Abbremsen der Beinsegmen-

te des Unterstützungsbeins zurückzuführen ist. Die Beiträge der Teilsegmente

zur BRK können signifikant durch Veränderungen ihrer Gelenkkonfigurationen

moduliert werden. Im Groucho Running (Massenmittelpunkt des Körpers wird tief

gehalten; s. McMahon et al., 1987) beispielsweise sind die Beiträge vom Unter-

stützungsbein zur vertikalen Komponente der BRK höher als beim her-

kömmlichen Rückfußlauf. Denoth (1986) deutete in Übereinstimmung damit an-

hand von Modellrechnungen an, dass die effektive Masse mit steigendem Knie-

winkel zunimmt. Sie kann als derjenige Anteil der gesamten Körpermasse ver-

standen werden, der während der Impactphase einen Effekt auf die Kraft in ei-

nem ausgewählten betrachteten Gelenk hat, die passiv generiert wird. Muskelak-

tivität wird dabei nicht berücksichtigt. Mit Hilfe der effektiven Masse kalkulierte

Denoth z.B. Impactkräfte im Kniegelenk oder segmentale Beschleunigungen, die

dementsprechend auch geometrie- bzw. winkelabhängig sind.

Es herrscht Übereinstimmung darüber, dass zur differenzierten Charakterisierung

der Wirkung des Impacts auf Segmente oder auf Gelenke zusätzlich zur äußeren

Kraft weitere Informationen benötigt werden. Dies ist insbesondere dann zu be-

rücksichtigen, wenn ein eventueller Zusammenhang zwischen Impactbelastun-

gen bzw. Stoßübertrag und Verletzungen oder Schmerzen analysiert werden soll

(Bobbert et al., 1991; Nigg et al., 1995).

2.2.2 Zur Messmethodik der Stoßübertragung

Neben Modellberechnungen (Denoth, 1986) und der Analyse mit optischen Me-

thoden gewonnener Daten (Bobbert et al., 1991) findet vor allem Beschleuni-

gungsmessung zur Untersuchung von Fragestellungen aus dem Feld der Stoß-

übertragung Anwendung. Sensoren mit geringer Masse (<0,003 kg) bieten hier

einen messtechnischen Zugang (Dickinson et al., 1986; Light et al., 1980; Vali-

ant, 1990; Whittle, 1999). Zu beachten ist bei der Stoßanalyse - beispielsweise

eines menschlichen Körpersegments - einerseits die Zuordnung der Sensoren-

achsen zu den anatomischen Achsen bzw. interessierenden Regionen (Lafortune

& Hennig, 1990; Nigg, 1999). Problematisch ist weiterhin die Verbindung fester

Stoßübertragung

Körper (Knochen) und Weichteile (z.B. Haut, Fettgewebe, Muskeln), was vor al-

lem bei impactartigen Belastungen Relativbewegungen zwischen Festkörpern

und Weichteilen erwarten lässt (Nigg, 1999).

Lafortune und Mitarbeiter (1995) verglichen deshalb die Beschleunigungssignale

zweier unterschiedlich an der Tibia angebrachter Sensoren beim Laufen. Ein

Sensor war herkömmlich an der Haut angebracht und der zweite an einem Kno-

chenstift montiert, der ins Knochenmaterial eingedreht war. Die Arbeitsgruppe

fand Unterschiede im Beschleunigungsmaximum von über 60%. Diese Unter-

schiede kamen insbesondere in einem Frequenzband von 15 bis 35 Hz zum Tra-

gen und waren probandenspezifisch. Sie wurden auf die Relativbewegung zwi-

schen Haut und Knochen zurückgeführt.

In der Studie von Ziegert und Lewis (1979) wurde ein Beschleunigungssensor an

einer Nadel befestigt, die durch die Haut auf die Tibia gedrückt und mit der Hand

festgehalten wurde. Der zweite Sensor war auf der Haut befestigt. Die Autoren

schlossen, dass mit sehr leichten Beschleunigungssensoren auch auf der Haut

valide Ergebnisse erzielt werden können, wobei die veröffentlichten Beschleuni-

gungs-Zeit-Kurven Unterschiede in den Maxima von etwa 30% zeigen. Die Dauer

des Stoßes war mit 0,5 ms im Vergleich zu lauftypischen Impacts sehr kurz. Das

von Lafortune et al. herausgearbeitete kritische Frequenzband von 15 bis 35 Hz

wurde von solch hochfrequenten Stößen möglicherweise nicht berührt, so dass

es nicht zu den von ihnen beobachteten Resonanzeffekten kam. Darüber hinaus

war die Richtung des Stoßes medio-lateral ausgerichtet, was zu weniger Haut-

bewegung im Vergleich zu Stößen in Richtung der Knochenlängsachse hätte

führen können.

Andere Autoren nutzten Beschleunigungssensoren, die an zwischen den Zähnen

gehaltenen Aufbissschienen montiert waren, um das Heraufwandern der

Schockwelle bis zum Kopf zu erfassen (McMahon et al., 1987; Shorten & Wins-

low, 1992). Die rigide Anbringung von Sensoren an Material mit hoher Eigenfre-

quenz (z.B. Nylon) soll so eine möglichst direkte Kopplung zum Skelettsystem

gewährleisten. Johnson (1986) verwendete eine individuell angepasste Kunst-

stoffform um Tibia und beide Malleoli, um möglichst valide die knöcherne Be-

schleunigung zu bestimmen, wobei ein Vergleich zu hautmontierten oder mit dem

Knochen verbundenen Beschleunigungssensoren nicht geschah.

Potthast et al. (2002) regten durch einen manuellen Stoß Tibia und Femur einer

menschlichen Leiche mit an Knochenschrauben montierten Beschleunigungs-

Stoßübertragung

sensoren zu Oszillationen an. Im Frequenzspektrum des periodischen Beschleu-

nigungssignals ließen sich eindeutig die Eigenfrequenzen der Knochen in der

medio-lateralen Schwingungsebene identifizieren (vgl. Cornelissen et al., 1986).

Sie konnten außerdem, ähnlich wie Shorten und Winslow (1992), die Eigenfre-

quenz der Anbringung des Beschleunigungssensors eindeutig identifizieren und

von den Schwingungsanteilen der Knochen differenzieren.

Bei Bewegungen wie Gang und Lauf ist bei der Bestimmung der Stoßtransmis-

sion zu beachten, dass die analysierten Körpersegmente neben axialen bzw.

translatorischen auch rotatorische Bewegungen vollführen und darüber hinaus

der Erdbeschleunigung ausgesetzt sind (Nigg, 1999; Lafortune & Hennig, 1990).

Lafortune und Hennig identifizierten den Beitrag der Gravitation sowie den Anteil

der Zentrifugalbeschleunigung an der gesamten Tibiabeschleunigung, der aus

der Rotation der Tibia um das als Drehachse anzusehenden obere Sprunggelenk

resultiert. Mit an Knochenstiften montierten Aufnehmern konnten sie in der

Gangsituation die Beiträge von Gravitation und Zentrifugalbeschleunigung auf

18% und beim Lauf mit 4,5 m/s auf 43% beziffern (s. Abbildung 3). Daraus lässt

sich ableiten, dass die Anbringung der Beschleunigungsaufnehmer möglichst

nah an der Drehachse lokalisiert sein sollte und zusätzliche kinematische Infor-

mationen über die Segmentrotation notwendig sind, wenn die Stoßweiterleitung

bei Bewegungen wie Lauf oder Gang zu analysieren sind.

Abbildung 3: Tibiale Beschleunigungssignale im Gang (links) und Lauf (rechts) in

den ersten 200 ms nach Fußaufsatz. Die mit At bezeichneten gestrichelten Kur-

ven zeigen die gemessene Tibiabeschleunigung, die mit Ai gekennzeichneten

Verläufe zeigen die gleichen Kurven nach der Korrektur von Gravitations- und

Zentrifugalbeschleunigungsanteilen (Lafortune & Hennig, 1990).

Die Messung der Weiterleitung impactinduzierter Schocks entlang des ske-

lettären Systems geschieht üblicherweise mit Beschleunigungsaufnehmern. Als

Methode mit dem höchsten Validitätsgrad ist die Insertion von Knochenschrau-

ben in den Knochen mit daran anmontierten Sensoren anzusehen (Light et al.,

Stoßübertragung

1980; Lafortune et al., 1995; Johnson, 1986; Whittle, 1999). Die Sensorenaus-

richtung bezüglich des Körpersegments sowie Segmentrotationen sind weiterhin

zu beachten.

2.2.3 Weiterleitung von Stößen über das Muskelskelettsystem

Veröffentlichungen zu experimentell gestütztem Studium der Stoßweiterleitung

über das Muskelskelettsystem umfassen sowohl Kadaverstudien als auch Unter-

suchungen am Menschen in vivo. Die Kadaverexperimente befassen sich mit der

Weiterleitung über die untere Extremität oder über einzelne Bewegungssegmen-

te der Wirbelsäule. In vivo finden sich Studien, die den Übertrag vom Boden auf

die untere Extremität untersuchen, die Weiterleitung des Stoßes über die untere

Extremität bearbeiten sowie Studien zur Weiterleitung der Schockwelle bis hinauf

zum Kopf.

Kadaverstudien

Anhand einer Modalanalyse mittels Beschleunigungsmessung an verschiedenen

Tibialokalisationen ermittelten Cornelissen et al. (1986) die Eigenfrequenzen hu-

maner Tibiae unter verschiedenen Bedingungen. Die sukzessive Entfernung der

Haut, der anterioren und dann der posterioren Unterschenkelmuskeln hatte ein

Ansteigen der Eigenfrequenz in medio-lateraler und in antero-posteriorer

Schwingungsrichtung zur Folge, die Entfernung nur der anterioren Muskeln zu-

sätzlich eine Drehung der Schwingungsebene. Die Exartikulation der Tibiae aus

Sprung- und Kniegelenk hatte entgegen der Erwartungen keinen Effekt auf die

Eigenfrequenzen. Die fehlende aktive Verspannung des Knochens durch aktive

Muskulatur wäre ein möglicher Erklärungsansatz für diesen Effekt.

In einer Studie zum biomechanischen Verhalten des Fuß-Unterschenkel-

Komplexes bei proximal gerichteten Impacts zur Simulation von Autounfällen

setzten Yoganandan und Mitarbeiter (1997) neun menschliche Unterschenkel-

präparate kontrolliert von einem Pendel hervorgerufenen Stößen aus. Die Auto-

ren bestimmten Reduktionen der Maximalkräfte am mechanisch fixierten proxi-

malen Ende des Unterschenkels von 27 bis 37% gegenüber den plantaren Kräf-

ten, die mit 2,2 bis 6,7 kN ohne knöchernes Gewebeversagen und 6,7 bis 7,6 kN

bei Auftreten von Knochenbrüchen angegeben werden. Die erreichten maxima-

len Kraftanstiegsraten lagen im Bereich von einigen MN/s. Bei Lauf oder Gang

werden üblicherweise um etwa zwei Zehnerpotenzen geringere Bodenreaktions-

Stoßübertragung

kraftraten gemessen, so dass diese Ergebnisse aus Verkehrsunfallsimulationen

nur bedingt auf alltägliche Bewegungssituationen übertragbar sind.

Fukuda und Koautoren (2000) untersuchten an 40 Schweineknien die

Spannungsverteilung in eingespannten Tibiae nach Impacteinleitung in das

Femur in Längsachsenrichtung bei einer Signalfrequenz von 800 Hz unter

neutraler Bedingung sowie im Vergleich dazu unter artifiziell eingestellten Varus-

bzw. Valgusstellungen des Gelenks. In Varusstellung führte dies medial zu den

höchsten Spannungen in der Epiphyse und unter der Valgusbedingung lateral im

subchondralen Knochen. Die gleiche Zuordnung fand sich unter der

Neutralbedingung. Zu einem deutlichen subchondralen Spannungsanstieg führte

die Entfernung der Menisken. Ein weiterer, jedoch geringerer Spannungsanstieg

wurde durch Entfernung des Gelenkknorpels erreicht. Die Untersuchung der

Weiterleitung der Gesamtkraft war hier kein zentraler Untersuchungsgegenstand.

Radin et al. (1970) konstatieren nach einer Untersuchung zur Stoßübertragung

über die Artt. Interphalangea von Rindern, in der Impacts in die proximalen Pha-

langen eingeleitet und distal vom Gelenk die Kräfte gemessen wurden, dass dem

Gelenkknorpel im Vergleich zu Gelenkkapselgewebe und subchondralem Kno-

chen eine untergeordnete Kapazität der Stoßkraftreduktion zugeschrieben wird.

Eine Analyse der dargestellten Daten zeigt einen mittleren Kraftanstieg von 12%

nach Resektion des Knorpels im Vergleich zum intakten Gelenk, wobei die Ent-

fernung der Kapsel eine Kraftzunahme von 48% nach sich zieht. Die Höhe und

die Zeitcharakteristik der eingeleiteten Kräfte werden nicht beschrieben.

Eine Reduktion in ähnlicher Größenordnung des in Richtung der Längsachse der

Segmente (axial) orientierten Schocks durch den artikularen Knorpel des Knies

wurde in einer Studie an sechs konservierten menschlichen Knochenpräparaten

der unteren Extremität gefunden (Chu et al., 1986), bei der von distal axiale Stö-

ße in die Tibia mit einer Impulsbreite von ca. 0,12 ms eingeleitet wurden. Mes-

sungen mit intaktem Knie, mit mechanisch entferntem Gelenkknorpel und mit

eingesetzter Kniegelenksprothese wurden durchgeführt sowie darauf folgend

Experimente an Extremitäten frisch geschlachteter Rinder. In Übereinstimmung

mit der Literatur fanden die Autoren eine mittlere Ausbreitungsgeschwindigkeit

der Stoßwelle im Knochen von 3100 m/s. Aus der relativen Reduktion der Be-

schleunigungsmaxima von Tibia zu Femur wurde die Stoßreduktion des Knies in

jeder der beschriebenen Bedingungen bestimmt. Nach Knorpelentfernung wurde

die Reduktion des Stoßes um 8% geringer als bei intaktem Knie und noch um

weitere 13% reduziert bei der Prothese angegeben. Der Stoß erfährt also die

Stoßübertragung

geringste Abschwächung bei Verwendung des Kniegelenkersatzes. Als nicht

dramatisch bezeichnen die Verfasser den Effekt durch die Knorpelresektion. Sie

erklären die Stoßunterdrückung durch das chondrale Gewebe u.a. durch die da-

durch reduzierte Formkongruenz der artikulierenden Knochenteile, wobei explizit

auf die nicht geklärten Effekte durch die Konservierung der Präparate hingewie-

sen wird. Dieser Umstand gewinnt noch an Bedeutung, berücksichtigt man, dass

die frischen Rinderknie eine um etwa 40% geringere Stoßreduktion als die

getesteten menschlichen Präparate zeigten.

Hoshino und Wallace (1987) fanden an 20 menschlichen Kniepräparaten ebenso

die höchsten Werte für die Stoßweiterleitung bei eingesetzter Kniegelenkspro-

these. Die distal des Knies gemessenen Kraftwerte, die durch ein fallendes Ge-

wicht proximal vom Knie auf das Femur generiert wurden, waren unter Verwen-

dung des künstlichen Gelenks um 76% höher als beim intakten. Schrittweise

Zerstörung oder Entnahme von Strukturen in Form von lateralem Einschneiden

der Menisken (12%), Entfernung von Menisken und Kapselgewebe (9%) sowie

Entfernen von Gelenkknorpel und subchondralem Knochen (17%) führten zu

weiteren Kraftzunahmen.

In Studien zum Stoßübertrag innerhalb eines Bewegungssegments der Wirbel-

säule fanden LeHuec et al. (2003) nahezu keine Reduktion der Kraft beim Ver-

gleich verschiedener Bandscheibenersätze. Der Stoß wurde ohne nennenswerte

Abschwächung vom einen auf den anderen Wirbelkörper weitergeleitet, wobei

explizit darauf hingewiesen wird, dass zur stoßreduzierenden Wirkung von in-

takten menschlichen Bandscheiben keine Untersuchungen vorliegen.

Die Durchsicht der Literatur bezüglich der Stoßweiterleitung an Kadavermaterial

erlaubt festzuhalten, dass den knorpeligen und kapselhaften Gelenkstrukturen

ebenso wie dem Knochenmaterial grundsätzlich die Fähigkeit der

Stoßkraftreduktion zuzuschreiben ist. Aufgrund ihrer geringen Menge erscheint

diesbezüglich die Rolle des Gelenkknorpels anderen Strukturen nachrangig.

Stoßkräfte wie auch die beobachteten Beschleunigungen scheinen durch den

intakten Gelenkknorpel in einem Größenordnungsbereich von etwa 10%

reduziert werden zu können (Chu et al., 1986; Hoshino & Wallace, 1987; Radin

et al., 1970). Die Größenangaben bezüglich der anderen Gewebe variieren,

wobei den Menisken und dem periartikulären Gewebe eine höhere

Stoßreduktionskapazität zugeschrieben wird als dem Gelenkknorpel.

Stoßübertragung

Die Allgemeingültigkeit der genannten Studien ist jedoch aus verschiedenen

Gründen eingeschränkt zu bewerten. Insbesondere die Situationen in vitro und

dort vor allem die durch Konservierungsmaßnahmen hervorgerufenen, zum Teil

nicht bekannten Effekte erlauben nur eine eingeschränkte Übertragbarkeit auf

Situationen in vivo. Das gleiche gilt für den Ergebnistransfer von Tierexperimen-

ten auf den Menschen. Weiterhin ist einschränkend anzumerken, dass die einge-

leiteten Stöße zum Teil durch sehr hohe Kraftanstiegsraten oder sehr hochfre-

quente Kraftsignale gekennzeichnet waren, die nicht denen aus Gang oder Lauf

entsprachen oder deren Kraft-Zeit-Charakteristik nicht spezifiziert wurde. Die

Effekte unterschiedlicher Gelenkwinkel auf die Stoßübertragung wurden in keiner

der Studien untersucht. Die Rolle der Muskulatur kann in Kadaverstudien natur-

gemäß nur passiv studiert werden. Die myoelektrische Bedeutung zur Stoßkraft-

weiterleitung bleibt, wie El-Khatib und Guillon (2001) oder Hoshino und Wallace

(1987) herausstellen, unklar.

Tibiabeschleunigung bei Gang und Lauf

Die Frage, wie Impacts in vivo beim Lauf oder Gang vom Untergrund auf die un-

tere Extremität übertragen bzw. abgeschwächt werden, findet sich in unter-

schiedlichen experimentellen Zugängen wieder. In Publikationen dazu herrscht

weitgehend Einigkeit über die Wirkung des Fersenfettpolsters. Ihm wird viskoe-

lastisches Verhalten zugeschrieben, das als effektiv zur Reduktion von stoßför-

mig eingeleiteten Kräften bewertet wird (Aerts & De Clerq, 1993; Valiant & Ca-

vangh, 1985). Weniger systematisch ist der Effekt unterschiedlich harter Lauf-

oder Ganguntergründe bzw. unterschiedlicher Mittelsohlen- oder Einlagenhärten.

Die Variation der Mittelsohleneigenschaften bei Laufschuhen führt nicht systema-

tisch zu veränderten Bodenreaktionskräften, die beim Rückfußlauf in den

menschlichen Körper über die untere Extremität eingetragen werden (Cole et al.,

1995; Kersting, 1997; Kersting & Brüggemann, 1999; Nigg et al. 1995). Dieser

zunächst nicht erwartete Befund wurde mit Anpassungen durch den Läufer in

Form geänderter Kinematik und/oder Muskelaktivität an die variierten Bedingun-

gen erklärt (Lafortune et al., 1996; Nigg et al. 1995).

In der Literatur zur eigentlichen Stoßübertragung auf das Muskel-Skelettsystem

finden sich Experimente mit hautmontierten Beschleunigungsaufnehmern wie

auch mit an Knochenstiften angebrachten Sensoren. Im Gang gemessene axiale

Werte für die Tibiabeschleunigung werden in einem Bereich von etwa 2,5 bis 5 g

angegeben (Light et al., 1980; Lafortune & Hennig, 1992). In diesen zwei Stu-

dien, in denen die Sensoren am proximalen Anteil der Tibia mittels Knochenstif-

Stoßübertragung

ten appliziert wurden, konnte durch Mittelsohlenhärte die maximale Tibia-

beschleunigung reguliert werden. Light et al. erreichten eine etwa 50%ige Reduk-

tion durch einen weichen, viskoelastischen Polyurethan-Einsatz im Lederabsatz

eines Straßenschuhs. Lafortune und Hennig (1992) identifizierten eine deutliche

Reduktion der Beschleunigungen durch das Tragen von Straßenschuhen

(2,92 g) gegenüber dem Barfussgang (4,68 g) und eine weitere Abschwächung

beim Gehen in Laufschuhen (2,52 g). Die Arbeiten von Forner und Mitarbeitern

(1995), Loy und Voloshin (1989) und Wosk & Voloshin (1981) mit hautmontierten

Sensoren unterstützten die Ergebnisse bezüglich der Größenordnungen der Ti-

biabeschleunigungen in Richtung der Segmentlängsachse. Loy & Voloshin

(1989) fanden zusätzlich beim Treppauf- (2,5-fach) und Treppabgehen (1,3-fach)

deutlich erhöhte Werte im Vergleich zum normalen Gang bei gleicher Geschwin-

digkeit. Zu berücksichtigen ist, dass die Daten aller Untersuchungen nicht der

von Lafortune und Hennig (1990) vorgeschlagenen Korrektur des Beitrags von

Gravitation und Segmentrotation zur Gesamtbeschleunigung unterzogen wurden.

Die durch die Sohlenvariation hervorgerufenen Effekte sollten jedoch davon un-

berührt bleiben. Nach Korrektur der Segmentrotations- und Gravitationsanteile

berichtet Lafortune (1991) von axialen Tibiabeschleunigungen zwischen 1,7 und

3,3 g. Die Werte der anderen genannten Studien liegen nach einer entsprechen-

den Korrektur (Subtraktion von 18%, Lafortune & Hennig, 1990) in der gleichen

Größenordnung.

Prinzipiell sind beim Laufen höhere Tibiabeschleunigungen zu erwarten als beim

Gang, da die Beinsegmente bei einer höheren Geschwindigkeit mit dem Unter-

grund kollidieren und dementsprechend eine höhere Bremsbeschleunigung er-

fahren (Whittle, 1999). Experimentell ließ sich dies bestätigen (Hennig & Lafor-

tune, 1991; Lafortune & Hennig, 1990; Lafortune, 1991; Lafortune et al. 1995).

Anhand von Studien mit Knochenstiften ermittelten Hennig und Lafortune (1991)

sowie Lafortune et al. (1995) bei Laufgeschwindigkeiten von 4,5

m/s

durchschnittliche axiale Beschleunigungsmaxima zwischen 9 und 10 g nach

Korrektur der Beiträge durch Gravitation und Zentrifugalbeschleunigung.

Erstmalig in drei Dimensionen bestimmte Lafortune (1991) mit am Knochenstift

montierten Beschleunigungssensor Tibiabeschleunigungen im Lauf bei 3,5 und

4,7 m/s bei einem Freiwilligen. Er zeigte, dass neben der bis dahin im vorrangi-

gen Forschungsinteresse stehenden axialen Beschleunigung auch in der anterio-

posterioren und medio-lateralen Komponente nennenswerte Beschleunigungs-

maxima auftreten. Er gibt anterio-posteriore Werte von 5 g für 3,5 m/s und 8,2 g

Stoßübertragung

für 4,7 m/s an. Für die medio-laterale Komponente werden 4,7 g (3,5 m/s) und

5 g (4,7 m/s) beziffert. Dies ergibt resultierende Tibiabeschleunigungen von 7,5 g

und 10,6 g. Neben den steigenden Beschleunigungen bei steigender Laufge-

schwindigkeit stellt Lafortune heraus, dass die Betrachtung aller drei Komponen-

ten zur umfassenden Analyse der stoßförmig induzierten Tibiabeschleunigung

notwendig ist. Er betont vor allem das Schädigungspotential, das aus den hohen

Werten für die Scherkomponenten der Tibiabeschleunigung erwächst, die mit

hoher Wahrscheinlichkeit die passiven Strukturen des Knies hoch belasten.

Den Effekt unterschiedlicher Laufstile untersuchten Clarke und Koautoren

(1985a). Sie zeigten, dass bei gleichbleibender Laufgeschwindigkeit und identi-

schem Schuhwerk die Änderung der Schrittfrequenz einen signifikanten Effekt

auf die axiale Tibiabeschleunigung hat. Bei einer Laufgeschwindigkeit von

3,8 m/s traten im Vergleich zur individuell bevorzugten Schrittfrequenz bei einer

um 10% reduzierten Frequenz um 9% erhöhte Beschleunigungsmaxima auf und

um 9% geringere Amplituden bei einer um 10% erhöhten Frequenz. Zum Zeit-

punkt des Fußaufsatzes waren Knie-, Hüft- und Sprunggelenkwinkel in der Sagit-

talebene nicht signifikant unterschiedlich. Die Auftreffgeschwindigkeit des Unter-

stützungsbeins muss dementsprechend bei den großen Schrittlängen erhöht

sein, was die Ergebnisse plausibel macht. In Übereinstimmung dazu fanden

Clark et al. (1985b) mit von ca. 3,4 auf 5,4 m/s steigender Laufgeschwindigkeit

auch Beschleunigungsmaxima an der Tibia von 6,2 g bis 10,7 g.

McMahon et al. (1987) fanden ebenso durch Modifikation der Lauftechnik bei

gleichbleibender Geschwindigkeit deutliche Veränderungen in der Bremsbe-

schleunigung der Tibia beim Fußaufsatz. Im Groucho Running sind die Unter-

schenkelbeschleunigungen bei gleichen Laufgeschwindigkeiten erhöht gegen-

über den Beschleunigungen beim herkömmlichen Lauf. Bei durchschnittlichen

Kniewinkelvariationen von 20° auf 26,5° stieg die auf der Haut gemessene Tibia-

beschleunigung von ca. 6,5 g auf über 8 g an.

Unter Berücksichtigung der Forschungsergebnisse der unterschiedlichen Grup-

pen lässt sich festhalten, dass beim Gang im flachen Terrain axiale Tibia-

beschleunigungen im Bereich von maximal 5 g auftreten, die nach Abzug der

Gravitationsbeschleunigung und Zentrifugalbeschleunigung zwischen 3 g und 4 g

liegen. Für den Lauf sind die Angaben deutlich variabler. Aus den Studien mit

Knochenschrauben, vorgenommen von der Gruppe um Lafortune, lassen sich für

Laufgeschwindigkeiten um 4,5 m/s Maximalwerte zwischen 8,5 g und 10 g ablei-

ten. Auch wenn nur von einem Probanden dreidimensionale Tibiabeschleuni-

Stoßübertragung

gungen im Lauf am Knochenmaterial gemessen wurden, ist davon auszugehen,

dass die Scherkomponenten eine wesentliche Rolle bei der Analyse der Stoß-

übertragung spielen. Im Gang und Lauf sind durch unterschiedliche Interven-

tionen Amplitudenmodulationen der Tibiaakzeleration möglich. Mit steigender

Laufgeschwindigkeit steigt auch die maximale Tibiabeschleunigung in allen drei

Richtungen an. Insbesondere im Gang ist durch Modifikation der Sohlenhärte ein

signifikanter Effekt auf die axiale Tibiabeschleunigung zu erzielen. Im Lauf ist vor

allem durch Änderung des Laufstils in Form variierter Segmentgeometrie eine

Veränderung der Beschleunigung des Unterschenkels zu erzielen. Einerseits

lässt sich die Tibiabeschleunigung durch Variation der Schrittfrequenz bzw.

länge regulieren. Höhere Frequenz führt zu geringerer Beschleunigung und um-

gekehrt. Unterschiedliche Kniewinkel führen ebenso zu einer Veränderung der

Beschleunigungsmaxima. Bei stärker flektiertem Kniegelenk treten höhere Tibia-

beschleunigungen auf. Inwieweit diese Effekte mit unterschiedlicher Muskelaktivi-

tät gekoppelt sind oder allein auf die veränderte Geometrie zurückzuführen sind,

ist noch unklar.

Stoßübertragung vom Untergrund auf die untere Extremität und Stoßweiter-

leitung

Es konnten verschiedene aktive und passive Mechanismen identifiziert werden,

die den Stoß und dessen Weiterleitung auf bzw. über die untere Extremität ab-

schwächen. Einigen dieser Interventionen konnte kein systematischer Einfluss

auf die Bodenreaktionskraft nachgewiesen werden. Darüber hinaus beschleunigt

der vertikale Impact die einzelnen Körpersegmente unterschiedlich stark (Bob-

bert et al., 1991). Die Übertragung der Bodenreaktionskraft auf die untere Extre-

mität und die Weiterleitung der Schockwelle über das Skelettsystem wurden in

unterschiedlichen Veröffentlichungen bearbeitet, die im folgenden besprochen

werden.

In einem statistisch orientierten Ansatz untersuchten Hennig und Lafortune

(1991) den Zusammenhang zwischen ausgewählten Parametern der Bodenreak-

tionskraft und der axialen Tibiabeschleunigung. Die wesentlichen Befunde lassen

sich wie folgt zusammenfassen: Das erste lokale Tibiamaximum tritt ca. 5 ms vor

dem Impactmaximum der vertikalen Bodenreaktionskraft auf. Die maximalen axi-

alen Beschleunigungswerte und Impactmaxima der Bodenreaktionskraft korrelie-

ren nur moderat. Inverse Zusammenhänge mit Korrelationskoeffizienten von

0,89 und 0,87 fanden die Forscher zwischen dem Beschleunigungsmaximum

und der Anstiegszeit der Reaktionskraft bis zum Impactmaximum bzw. zwischen

Stoßübertragung

dem Beschleunigungsmaximum und der Kraftanstiegsrate des Impacts. Kausale

Erklärungen für diese Zusammenhänge wurden nicht diskutiert.

In einem frequenzanalytischen Ansatz berechneten Lafortune und Mitarbeiter

(1995) die Übertragungsfunktion zwischen der Tibiabeschleunigung und der Bo-

denreaktionskraft. Dazu wurden die Beschleunigungs- und Reaktionskraftsignale

mittels einer Schnellen Fourier Transformation (FFT) in den Frequenzraum über-

tragen und mit Hilfe der Transferfunktion die Übertragbarkeit des Kraftsignals auf

das Beschleunigungssignal in Abhängigkeit des Frequenzanteils analysiert. Sie

fanden vor allem bei etwa 15 und 30 Hz eine deutliche Übertragung des Boden-

reaktionskraftsignals auf die Tibia, jedoch auch noch einen Transfer deutlich über

40 Hz im Kontrast zu anderen Studien. Voloshin et al. (1985) fanden im Gang mit

hautmontierten Sensoren nur bis zu 30 Hz eine Übertragung des Bodenreak-

tionskraftsignals auf die Tibiabeschleunigung. Diese Unterschiede wurden vor

allem durch die unterschiedlichen Bewegungscharakteristika von Gang und Lauf

erklärt, jedoch auch durch die möglicherweise gerade in diesem Frequenzbereich

limitierte Güte der Sensorenfixierung auf der Haut.

Der Stoßübertrag über das Sprunggelenk bei Landungen nach Vertikalsprüngen

war Untersuchungsgegenstand einer Arbeit von Gross und Nelson (1988) an elf

Basketballspielern. An der Haut von Calcaneus und distalem Anteil der Tibia

wurden Beschleunigungssensoren befestigt sowie Bodenreaktionskräfte und die

Sprunggelenkskinematik bestimmt. Gross und Nelson differenzierten Landungen,

die sich durch einen initialen Bodenkontakt des Vorfußes gefolgt von einem Fer-

senkontakt gegenüber solchen Landungen abgrenzten, die keinen abschließen-

den Fersenkontakt zeigten. In den erstgenannten fanden sie zwei akzentuierte

Kraftspitzen in der Bodenreaktionskraft und analog zwei Spitzen in beiden Be-

schleunigungsverläufen. Die Landungen, die nur auf dem Vorfuß erfolgten, zeig-

ten jeweils nur eine Spitze in Kraft und Beschleunigungen, die vom initialen Kon-

takt herrührten. Die maximalen Beschleunigungen nahmen von Calcaneus zur

Tibia im Mittel um 31,3% ab. Die Autoren stellten jedoch keine Beziehung zwi-

schen kinematischen Daten und dem Übertragsverhältnis über das Sprunggelenk

her.

Von ähnlichen Effekten beim Vergleich von Rückfuß- und Vorfußlauf berichten

Oakley und Pratt (1988). Beim Rückfußlauf fanden sie neben dem bekannten

Impact, der beim Vorfußlauf fehlte, auch deutlich erhöhte Maximalwerte für den

axialen Tibiaschock.

Stoßübertragung

In einer Versuchsreihe untersuchten Wosk und Voloshin (1981) sowie Voloshin

und Wosk (1982) die Weiterleitung von Stößen über das gesamte Skelettsystem

und stellten Beziehungen zwischen den Ergebnissen und Pathologien her. Sie

analysierten die beim Gang von 39 freiwilligen gesunden Probanden auftreten-

den Beschleunigungen. Die Verfasser berechneten die Verhältnisse der maxima-

len Beschleunigungen von Tibia und Femur, von Tibia und Stirn sowie von Fe-

mur und Stirn im Gang mit auf der Haut applizierten Sensoren. Die Autoren fan-

den mittlere Beschleunigungsreduktionen um etwa 30% von Tibia zu Femur und

etwa 70% von der Tibia zur Stirn. Bei 16 Probanden fanden sie außerdem Über-

tragsdifferenzen von mehr als 10% zwischen linkem und rechtem Bein. Aus die-

ser Beobachtung leiteten die Autoren ab, dass sich das Gangmuster dieser

Gruppe aufgrund einer defizitären Stoßreduktionskapazität, im Bestreben den

Kopf vor Stoßüberlastung zu schützen, deutlich verändert hat. Deshalb wurde

diese Gruppe als potentiell gefährdet charakterisiert, degenerative Gelenkser-

krankungen zu erleiden. Die Ergebnisse der oben erwähnten 39 Probanden wur-

den mit denen von Patienten mit Rückenschmerzen (24 Probanden), schmer-

zenden Knien (11) und Patienten nach einer Meniskusresektion (7) verglichen

(Voloshin & Wosk, 1982). In der Gruppe der Teilnehmer mit Rückenschmerzen

identifizierten die Verfasser eine signifikante um 20% geringere Stoßreduktion

vom Femur zur Stirn. Die am Kopf gemessenen absoluten Beschleunigungswer-

te waren jedoch in beiden Gruppen gleich groß und lediglich die Femurbeschleu-

nigungen in der gesunden Gruppe waren höher. Dies führte zu der ähnlichen

Schlussfolgerung wie oben, das menschliche Muskel-Skelettsystem versuche

primär den Kopf vor hohen stoßförmigen Belastungen zu schützen. Die in der

Rückenschmerz-Gruppe ungenügend ausgeprägte Fähigkeit die am Femur er-

fahrenen Schocks bis zur Stirn zu effektiv abzuschwächen, so dass sie im Ver-

gleich zu den anderen Gruppen den Kopf mit einer höheren relativen Amplitude

erreichen. Der von Voloshin und Wosk bzw. Wosk und Voloshin vorgeschlage-

nen Interpretation fügte Nigg (1995) eine alternative hinzu: Die Tatsache, dass

die Patienten mit Rückenschmerzen durchschnittlich die gleiche Beschleunigung

an der Stirn erfuhren wie die übrigen Teilnehmer, jedoch in der Rückenschmerz-

Gruppe die Femurbeschleunigungen geringer waren, erlaubte auch die Schluss-

folgerung, dass die schmerzfreien Teilnehmer lediglich einen kräftigeren Fußauf-

satz realisierten. Voloshin und Wosk bzw. Wosk und Voloshin nahmen weitere

kinematische Analysen nicht vor.

Ratcliffe und Holt (1997) betonen die Abhängigkeit der Übertragung niederfre-

quenter Stöße von der Schrittlänge. Bei acht untersuchten Gangfrequenzen er-

Stoßübertragung

mittelten sie anhand von Videoaufnahmen in der Sagittalebene die Beschleuni-

gungen an Knöchel, Knie, Schulter und Kopf. Sie fanden für fünf ihrer acht Pro-

banden die größte Reduktion der Beschleunigung in oder nahe der bevorzugten

Schrittfrequenz. Bei niedrigen Schrittfrequenzen und großen Schrittlängen nah-

men die Beschleunigungen am stärksten zwischen Knie und Schulter ab, bei

hohen Schrittfrequenzen und geringen Schrittlängen dagegen zwischen Knöchel

und Knie. Diese Effekte werden im wesentlichen auf die Änderung des Kniewin-

kels mit der Schrittlängenvariation und damit einhergehender veränderter Bein-

steifigkeit zurückgeführt. Geringere Schrittfrequenz und höhere Schrittlänge wer-

den mit einer größeren Knieextension und damit höherer Beinsteifigkeit assozi-

iert, was zu einer geringeren Stoßreduktion im Knie führt. Auf dem Weg zum

Kopf wird die Beschleunigung dann zwischen Knie und Schulter abgeschwächt.

Die Autoren stellen explizit die noch nicht verstandene, aber bedeutsam einge-

schätzte Rolle der Muskelaktivität bei der Weiterleitung von stoßförmigen Belas-

tungen heraus. Es sei angemerkt, dass die Videoaufnahmen dieser Studie mit

einer Aufnahmefrequenz von 60 Hz durchgeführt wurden. Diese Frequenz ist zur

Detektion von impactinduzierten Beschleunigungen, denen noch ein

Frequenzanteil bis etwa 40 Hz zugeordnet werden kann (Lafortune et al., 1995;

Shorten & Winslow 1992), als gering einzuschätzen.

Bobbert et al. (1992) zeigten, dass insbesondere der Unterschenkel des Unter-

stützungsbeins beim Lauf in der Impactphase axial beschleunigt wird, der Ober-

schenkel dagegen zusätzlich rotiert und deshalb einen geringeren Stoßübertrag

auf den Oberkörper leistet. In welchem Maß diese Weiterleitung geschieht, hängt

nach Bobbert und Mitarbeitern von der muskulären Aktivierung vor dem Fußauf-

satz ab und damit von der mechanischen Kopplung der Segmente.

Shorten und Winslow (1992) fanden im Lauf mit Beschleunigungsaufnehmern an

der Haut und an Nylon-Aufbissschienen bei Geschwindigkeiten von 2 m/s bis

5 m/s mit zunehmender Laufgeschwindigkeit auch Signalanteile mit höheren

Frequenzen. Die am Kopf registrierten Beschleunigungen dagegen zeigten keine

Geschwindigkeitsabhängigkeit im Frequenzspektrum. Die Beschleunigungsre-

duktion zwischen Tibia und Kopf war also abhängig von der Laufgeschwindigkeit

und war in einem Frequenzband von 15 bis 50 Hz am ausgeprägtesten. Der

ausgeprägteste Übertrag der Beschleunigungen lag in einem Frequenzband un-

ter 10 Hz.

Mizrahi et al. (2000) fanden einen deutlich erhöhten Stoßübertrag von der Tibia

zum Sacrum beim Bergablaufen im Vergleich zum Laufen in der Ebene. Dies

Details

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Erscheinungsform: Originalausgabe
Erscheinungsjahr: 2005
ISBN (eBook): 9783832488369
ISBN (Paperback): 9783838688367
DOI: 10.3239/9783832488369
Dateigröße: 1.5 MB
Sprache: Deutsch
Institution / Hochschule: Deutsche Sporthochschule Köln – Medizin- und Naturwissenschaften
Erscheinungsdatum: 2005 (Juni)
Note: 1,0
Schlagworte: beschleunigung belastung biomechanik stoßweiterleitung impact
Produktsicherheit: Diplom.de

Autor

Wolfgang Potthast (Autor:in)

Stoßübertragung über das Knie und muskuläre Gelenkkopplung

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Autor

Wolfgang Potthast (Autor:in)