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
2
Inhaltsverzeichnis
Inhaltsverzeichnis...
2
1 Einleitung...
3
2 Stoßübertragung ...
5
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 ...
29
3.1
Stoßweiterleitung externer Impacts ...29
3.2
Ziel der Studie ...31
4 Stoßübertragung über das Kniegelenk ...
32
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...
55
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 ...
78
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
3
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
4
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
5
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
6
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
7
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
8
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%
0
10
20
30
40
Kraftanstiegsrate [kN/s]
Kraft
re
l. Ver
let
zungshäuf
ig
kei
t
[%
]
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
9
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
10
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
11
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
0
500
1000
1500
2000
0,15
0,20
0,25
0,30
Bo
denr
eakt
ionsk
raf
t [
N
]
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
12
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
13
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
14
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
15
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
16
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
17
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
18
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
19
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
20
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
21
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
22
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
23
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
24
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
Ende der Leseprobe aus 123 Seiten
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Details
- Arbeit zitieren
- , 2005, Stoßübertragung über das Knie und muskuläre Gelenkkopplung, Hamburg, Bedey Media GmbH, https://www.diplom.de/document/224014
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