Univerzita Palackého v Olomouci Fakulta tělesné kultury Hodnocení aktivity vybraných svalů pomocí povrchové polyelektromyografie při chůzi bez holí a při severské chůzi u pacientů s gonartrózou Diplomová práce Autor: Bc. Klára Čermáková, fyzioterapie Vedoucí práce: Mgr. Amr Zaatar, Ph.D. Olomouc 2011 Jméno a příjmení autora: Bc. Klára Čermáková Název diplomové práce: Hodnocení aktivity vybraných svalů pomocí povrchové polyelektromyografie při chůzi bez holí a při nordické chůzi u pacientů s gonartrózou. Pracoviště: Katedra fyzioterapie Vedoucí: Mgr. Amr Zaatar, Ph.D. Rok obhajoby: 2012 Abstrakt: Prevalence osteoartrózy kolenního kloubu v posledních letech stále narůstá. Uvádí se, že až 90 % populace nad 75 let má narušenu rovnováhu chrupavky alespoň v jednom kloubu. Klinicky se osteoartróza projevuje bolestí, ztuhlostí kloubu, atrofií svalů a zhoršením nebo ztrátou kloubní funkce. Vlivem těchto změn dochází k změně stereotypu chůze, pozorujeme zkrácení kroku, narušení krokového cyklu ve smyslu snížení rytmu, zvětšení opěrné báze. A právě použití holí při chůzi prodlouží krok, zvýší stabilitu, koordinaci a fyziologickou odpověď organismu bez nárůstu subjektivně vnímaného úsilí. Severská chůze podpoří zapojení až 90 % muskulatury za předpokladu odlehčení kloubů dolních končetin přenesením části hmotnosti těla přes hole na horní končetiny. Cílem této práce bylo posoudit, do jaké míry použití holí při chůzi ovlivní zapojení svalů dolních končetin v porovnání s chůzí bez holí u osob s osteoartrózou kolena. Výzkumu se účastnilo deset pacientů s gonartrózou (průměrný věk 62 let) a patnáct zdravých jedinců kontrolní skupiny (průměrný věk 25 let). U obou skupin byla hodnocena chůze bez holí a severská chůze přirozenou a vyšší rychlostí (104 kroků/min). Zjistili jsme, že existují rozdíly v aktivitě svalů při severské chůzi a chůzi bez holí, přičemž s vyšší rychlostí chůze jsou tyto rozdíly patrnější. Předpokládali jsme, že tyto dva typy chůze ukážou výraznější rozdíly v zapojení vybraných svalů. Také bylo provedeno goniometrické vyšetření, svalový test a použili jsme WOMAC index a krátkou formu dotazníku bolesti McGillovy Univerzity na subjektivní hodnocení bolesti a mobility probandů. Klíčová slova: kolenní kloub, osteoartróza, severská chůze, povrchová elektromyografie Souhlasím s půjčováním diplomové práce v rámci knihovních služeb. Author‘s first name and surname: Bc. Klára Čermáková Title of the thesis: Evaluation of activity of selected muscles using surface polyelectromyography when walking without poles and Nordic Walking in patients with Gonarthrosis. Department: Department of Physiotherapy Supervisor: Mgr. Amr Zaatar, Ph.D. The year of presentation: 2012 Abstact: The prevalence of knee osteoarthritis in recent years is increasing. It is reported that up to 90% of the population over 75 years has got a disruption of the cartilage balance in at least one joint. Clinically osteoarthritis is manifested by pain, joint stiffness, muscle atrophy and by deterioration or loss of joint function. Due to this, the stereotype of walking changes, we observe a shortening step, step cycle disruption in terms of cutting rhythm and enlargement of the supporting base. Using poles when walking will extend the step, increase stability, coordination and physiological response of the organism without any increase in subjectively perceived effort. Nordic Walking will promote the involvement of up to 90% musculature provided relief of lower extremity joints by transferring the weight of the body through the poles on the upper limbs. The aim of this study was to assess to what extent the use of poles when walking will affect the involvement of lower limb muscles in comparison with walking without poles in people with osteoarthritis of the knee.Ten patients with Gonarthrosis (mean age 62 years) and fifteen healthy subjects as a control group (mean age 25 years) participated in the research. Both groups were evaluated by walking without poles and by Nordic walking at natural and higher speed (104 steps / min). We found that there are differences in muscle activity during Nordic walking and walking without poles and the differences are more apparent at higher walking speed. We assumed that these two types of walking would show more significant differences in the involvement of selected muscles. We have performed a goniometric examination and muscle testing, we have also used the WOMAC index and a short form of McGill University pain questionnaire for subjective evaluation of pain and mobility of patients. My colleague has dealt with evaluations of these investigations in her thesis. Key words: knee joint, osteoarthritis, walking, Nordic walking, surface electromyography I agree the thesis paper to be lent within the library service. Prohlašuji, že jsem diplomovou práci zpracovala samostatně s odbornou pomocí Mgr. Amra Zaatara, Ph.D., uvedla jsem všechny použité literární a odborné zdroje a řídila se zásadami vědecké etiky. V Olomouci dne ………………………………. Děkuji Mgr. Amru Zaatarovi, Ph.D. za pomoc a cenné rady, které mi poskytl při zpracovávání diplomové práce a RNDr. Milanu Elfmarkovi za pomoc při statistickém zpracování dat. Dále děkuji své rodině za věcné připomínky k úpravě diplomové práce. Seznam zkratek Aktivity daily living – ADL Osteortróza – OA Nordic walking – NW Centrální nervová soustava – CNS Centre of Mass – COM Centre of Gravity – COG Centre of Presure – COP Extracelulární hmota – ECM Kolenní kloub – KOK Kyčelní kloub – KYK Akční potenciál – AP Surface (povrchová) elektromyografie - SEMG Obsah 1 Úvod ............................................................................................................................. 11 2 Kineziologie chůze ...................................................................................................... 13 2.1 Kinematické charakteristiky chůzového cyklu ..................................................... 13 2.2 Krokový cyklus ..................................................................................................... 19 2.2.1 Fáze krokového cyklu .................................................................................... 20 2.2.2 Jednotlivé fáze krokového cyklu ................................................................... 22 2.3 Patologie chůze ..................................................................................................... 28 2.3.1 Chůze ve vyšším věku ................................................................................... 28 2.3.2 Chůze u osob s gonartrózou ........................................................................... 29 3 Severská chůze ............................................................................................................. 32 3.1 Historie severské chůze ........................................................................................ 32 3.2 Výhody severské chůze ........................................................................................ 32 3.3 Svalová aktivity při severské chůzi ...................................................................... 34 3.4 Vybavení a technika severské chůze .................................................................... 36 3.4.1 Hole pro severskou chůzi ............................................................................... 36 3.4.2 Chůze po rovině ............................................................................................. 38 3.4.3 Chůze do kopce .............................................................................................. 39 3.4.5 Chůze z kopce ................................................................................................ 39 3.5 Porovnání NW a běžné chůze z hlediska zatěžování kloubů DKK ...................... 39 4 Osteoartróza ................................................................................................................. 42 4.1 Obecná charakteristika .......................................................................................... 42 4.2 Etiopatogeneze ................................................................................................. 42 4.2.1 Struktura a vlastnosti synoviálního kloubu .................................................... 42 4.2.2 Viskoelasticita kloubní chrupavky ............................................................ 43 4.2.3 Porucha metabolismu (patobiochemické změny chrupavky) ................... 45 4.2.4 Biomechanické změny .............................................................................. 46 4.2 Etiologie ................................................................................................................ 48 4.3 Rizikové faktory vzniku OA ................................................................................. 49 4.4 Klasifikace OA dle RTG ....................................................................................... 50 4.5 Klinický obraz ....................................................................................................... 51 4.5.1 Bolest ............................................................................................................. 51 4.5.2 Omezení rozsahu pohybu ............................................................................... 51 4.5.3 Svalová slabost a nestabilita .......................................................................... 52 4.5.4 Drásoty a změny konfigurace ........................................................................ 52 4.5.5 Funkční poruchy a omezení ADL – aktivity daily living .............................. 52 5 Elektromyografie ......................................................................................................... 53 5.1 Definice elektromyografie .................................................................................... 53 5.2 Elektrofyziologické základy elektromyografie ..................................................... 53 5.3 Povrchová elektromyografie (surface electromyography – SEMG) .................... 54 5.4 Možnosti snímání elektrického signálu SEMG .................................................... 54 5.4.1 Footswitch ................................................................................................. 55 5.5 Faktory ovlivňující EMG signál ........................................................................... 56 5.6 Zpracování a vyhodnocení EMG signálu ............................................................. 56 5.7 Sledování velikosti aktivace a timingu svalů ................................................... 57 6 Cíle a vědecké otázky .................................................................................................. 59 6.1 Hlavní cíl ............................................................................................................... 59 6.2 Dílčí cíle ................................................................................................................ 59 6.3 Vědecké otázky ..................................................................................................... 59 7 Metodika výzkumu ...................................................................................................... 61 7.1 Charakteristika souboru ........................................................................................ 61 7.1.1 Výzkumný soubor .......................................................................................... 61 7.1.2 Kontrolní skupina .......................................................................................... 61 7.1.3 Technické vybavení pro měření ..................................................................... 61 7.2 Postup měření ....................................................................................................... 62 7.2.1 Vyšetření ........................................................................................................ 62 7.2.2 Měření svalové aktivity ................................................................................. 62 7.2.3 Zpracování a vyhodnocení EMG signálu ...................................................... 63 7.2.4 Statistické zpracování dat .............................................................................. 63 8 Výsledky ...................................................................................................................... 64 8.1 Výsledky vztahující se k vědecké otázce č. 1 ....................................................... 64 8.2 Výsledky vztahující se k vědecké otázce č. 2 ....................................................... 65 8.3 Výsledky vztahující se k vědecké otázce č. 3 ....................................................... 66 8.4 Výsledky vztahující se k vědecké otázce č. 4 ....................................................... 68 8.5 Výsledky vztahující se k vědecké otázce č. 5 ....................................................... 70 8.6 Výsledky vztahující se k vědecké otázce č. 6 ....................................................... 71 8.7 Výsledky vztahující se k vědecké otázce č. 7 ....................................................... 73 8.8 Výsledky vztahující se k vědecké otázce č. 8 ....................................................... 74 8.9 Aktivita m. latissimus dorsi při severské chůzi spontánní rychlostí a rychlostí 104 kroků/min. ................................................................................................................... 75 9 Diskuze ........................................................................................................................ 79 10 Závěr .......................................................................................................................... 84 11 Souhrn ........................................................................................................................ 85 11 Summary .................................................................................................................... 87 12 Referenční seznam ..................................................................................................... 90 13 Přílohy ...................................................................................................................... 101 Příloha 1 ........................................................................................................................ 101 Příloha 2 ........................................................................................................................ 102 Příloha 3 ........................................................................................................................ 103 Příloha 4 ........................................................................................................................ 105 Příloha 5 ........................................................................................................................ 107 Příloha 6 ........................................................................................................................ 109 Příloha 7 ........................................................................................................................ 112 Příloha 8 ........................................................................................................................ 113 1 Úvod Pohyb živého organismu je základním projevem jeho života. Probíhá pod vlivem fyzikálních zákonů a je řízen nervovou soustavou reagující na vnitřní a zevní prostředí (Véle, 2006). Typicky lidské je uvažovat o cíli a účelu pohybu, který vždy vede k uspokojení potřeb. Prostředkem, jak toho dosáhnout, je chůze – cyklická pohybová aktivita lokomočního charakteru, která patří mezi základní aktivity denního života (ADL), sportovní i rekreační činnosti (Měkota & Cuberek, 2007). Chůze je to první, po čem touží malé dítě a to poslední, čeho se chce vzdát starý člověk. Neslouží pouze k přesunu individua z místa na místo, ale také k sociální integraci. S přibývajícím věkem z nejrůznějších příčin (poruchy pohybového aparátu, nervové soustavy) bývá tato forma pohybu změněna nebo omezena. To má za následek celkové snížení kondice a psychickou deprivaci jedince. V posledních letech je osteoartróza (OA) nosných kloubů nejčastější příčinou muskuloskeletální neschopnosti populace v produktivním věku v průmyslově rozvinutých zemích. Uvádí se, že až 60 % populace nad 35 let má narušenou rovnováhu metabolismu alespoň v jednom kloubu a po 75 roce života trpí OA téměř každý člověk (Baláž & Palát, 2001; Alušík, 2002). Chůze, jako nejpřirozenější forma pohybu, představuje lokomoční funkci a nejpřístupnější prostředek pohybové aktivity i v rámci kinezioterapie. Moderní obměnou chůze je severská chůze (anglicky Nordic walking - NW). Studie, zabývající se severskou chůzí, popisují benefity při použití holí, jako jsou vyšší stabilita a současné zapojení svalů horní a dolní poloviny těla při pohybu, kdy se změní distribuce zatížení nosných kloubů. Také dochází k zlepšení držení těla pomocí aktivace svalů trupu a celkového napřímení těla. Dobře dokumentovaný je vliv nordické chůze na kardiovaskulární systém a zvýšení celkové zdatnosti. S degenerativním postižením klubů se projevují i neuromuskulární změny svalů v okolí těchto kloubů, jako je snížení svalové síly, disbalance mezi flexory a extenzory, inhibice motorických jednotek nebo deficit propriocepce. Svaly v okolí kloubu produkují pohyb, ovlivňují zatížení kloubu a poskytují jeho stabilitu. Proto změny v neuromuskulárních strategiích spojených s OA mění mechanické vlastnosti kloubu. Znalost, jak a kdy k těmto změnám dochází, by mohla v budoucnu přispět k porozumění patogeneze tohoto onemocnění (Hubley-Kozey, Deluzio, Landry, McNutt, & Stanish, 2006). Na základě toho se tato diplomová práce zabývá porovnáním svalů při chůzi zdravé populace, osob s OA kolena při normální chůzi a při chůzi s holemi, jako podpůrného prostředku pro změnu zapojení problematických svalových skupin. 2 Kineziologie chůze Vzpřímená bipedální chůze se děje optimální rychlostí s minimálním energetickým výdejem a je natolik individuální pro každého jedince, že ji lze použít k jeho identifikaci. Liší se variacemi podle věku a pohlaví (Dungl, 2005). Jde o cyklický lokomoční akt po pevné podložce ve vzoru zkřížené kvadrupedální lokomoce, kdy horní končetiny se neúčastní lokomoce ve smyslu uzavřeného kinametického řetězce, ale participují při dynamice vyrovnáváním torzních momentů vznikajících při bipedální lokomoci (Kračmar, Dvořák & Smolík, 2005 in Měkota & Cuberek, 2007). Podle Véleho (2006) chůze, jako nejpřirozenější projev lidské motoriky, se zdá být jednoduchým alternujícím pohybem. Při jeho analýze ale zjistíme, že jde o sekvenční fázový pohyb probíhající cyklicky podle určitého timingu. Tento složitý pohybový úkon zasahuje celý pohybový systém, čímž se dokonale přizpůsobuje složitému tvaru a vlastnostem terénu, ve kterém je prováděn. Opakující se sekvenční pohyb končetin k posunu těla dopředu, za současného udržování stability, vyžaduje přesné řízení z centrální nervové soustavy (CNS). Střídáním švihové a stojné fáze je hmotnost těla po část cyklu přenášena oběma chodidly. Při fyziologické chůzi u zdravých osob dochází ke koordinované svalové činnosti šířící se obvykle proximo distálním směrem. Během chůze jsou tyto svaly postupně aktivovány jako reakce na požadavky stoje a švihu, které jsou kladeny na dolní končetiny. Zapojení segmentů celého těla je závislé na řízení CNS a jakákoli porucha nervového nebo muskuloskeletálního systému se může na chůzi projevit (Perry, 1992). 2.1 Kinematické charakteristiky chůzového cyklu Pohyb těla v prostoru je charakteristický změnou polohy těžiště. Představme si lidské tělo ve vzpřímeném držení jako obrácené kyvadlo s malou plochou základny a vysoko uloženým těžištěm. Těžiště neboli Center of Mass (COM), do kterého je soustředěna hmotnost těla, se nachází v oblasti malé pánve, v průmětu druhého sakrálního obratle (Véle, 2006). Při chůzi začíná pohyb těla v určité výchozí poloze, prochází obloukem přes nulové postavení do jedné krajní polohy a pokračuje do druhé krajní polohy. Kyvadlovým pohybem se rytmicky posunuje vpřed (Véle, 2006). Projekce těžiště těla do roviny opěrné báze se nazývá Center of Gravity (COG), má význam ve vztahu k opěrné bázi a odráží trajektorii COM. Působiště vektoru reakční síly na podložku je označeno jako Center of Presure (COP). Při chůzi se dráha projekce těžiště na zemi vlní okolo roviny průběhu pohybu a dráha COP se pohybuje po trajektorii od paty lateromediálně přes střed chodidla k haluxu (Kirtley, 2006; Vařeka 2002). obr 1 Obrázek 1: Dráha projekce COG a COP (Kirtley, 2006) První a podrobný popis pohybu těžiště při chůzi přinesl článek Saunderse, Inmana a Eberharta z roku 1953. Těžiště opisuje při chůzi trajektorii ve tvaru sinusoidy s minimální amplitudou ve vertikální i horizontální rovině. Tato vertikální výchylka je minimalizována rotací, nakloněním pánve ke švihové dolní končetině a flexí kolenního kloubu stojné končetiny. Obrázek 2: Průsečík trajektorie horizontální a vertikální výchylky pánve, který vytváří dráhu těžiště těla během lokomoce (Rose & Gamble, 2006, 45). Podle Perry (1992) se nejníže těžiště nachází při fázi dvojí opory (přesněji při počátečním kontaktu chodidla s podložkou), stoupá kranio-laterálně a nejvýše se nachází ve fázi mezistoje. Průměrné rozpětí výšky kyčelních kloubů je až 9,5 cm a laterolaterální vychýlení činí 8 cm při chůzi. V jedné z nejvlivnějších a nejdéle uznávaných studií chůze, která má název „The major determinans in normal and patological gait“, popisují Saunders, Inman a Eberhart (1953) koncept šesti rozhodujících činitelů ovlivňujících chůzi (Determinants of gait). Jejich společným účelem je omezení posunů těžiště. Stejně jako Saunders et al. (1953) i další studie, které na ně navázaly, potvrzují teorii, že účelem omezení pohybů, které vykonává těžiště při chůzi je snížení svalové námahy a šetření energie. Rozcházejí se však v účincích těchto šesti činitelů. Ve studii Saunderse et al. (1953) první tři stěžejní činitelé: horizontální rotace pánve spojená s laterálním poklesem pánve a flexe kolena během stojné fáze vyrovnávají trajektorii těžiště těla v horizontálním směru. Pánev rotuje za účelem vyrovnání oblouku dráhy těžiště (sinusoida) tím, že křivku oplošťuje. Při chůzi pánev poklesá lehce na stranu švihové dolní končetiny. Těžiště ale potřebuje být nadneseno nad stojnou dolní končetinu během mezistoje. Díky poklesu pánve a flexe kolena se švihová končetina stává dostatečně dlouhou, aby dosáhla podlahy během mezišvihu. K prvním dvěma pohybům dochází pasivně tak, že pánev následuje švihovou dolní končetinu asi 4° na každou stranu. Podle Perry (1992) rotace pánve pohybuje kyčelním kloubem, stejně tak i opěrnou končetinou, blíže ke středu. Oba výše uvedené pohyby pánve jsou potřebné k dosažení požadované délky kroku. COM je nejvýše ve fázi mezistoje a nejníže během fáze dvojí opory. Rozsah pohybu je asi 2 cm. Obrázek 3. Mechanismy minimalizující výkyvy trajektorie těžiště těla: A) rotace pánve, B) laterální naklopení pánve, C) flexe v kolenním kloubu během fáze opory (Saunders, M., Inman, V. T., & Eberhart, H. D. (1953). The major determinants in normal and pathological gait. Journal of bone and joint surgery Am., 1953(35), 543 in Rose & Gamble, 2006). Vysoké energetické nároky na snížení vychýlení těžiště (COM) jsou dány tím, že mnoho kloubů musí podstoupit vetší exkurze pohybu během oporové fáze stojné končetiny. Nejvíce patrné to je u koleního kloubu (KOK), které se flektuje a extenduje ve stojné fázi každé končetiny. K největší flexi dochází ve fázi střední opory (Kuo, & Donelan, 2010). Efekt flexe kolena je dvojí: podle Saunderse et al. (1953) minimalizace vychýlení těžiště, podle Rose & Gamble (2006) je to spíše absorbce nárazu při dopadu paty na podložku a později snížení úsilí, kterým musí být těžiště elevováno, aby se dostalo nad stojnou končetinu. Čtvrtým a pátým činitelem jsou pohyby odehrávající se v oblasti kotníku a chodidla, které úzce souvisejí s pohyby v kolenním kloubu. Během zatěžování končetiny dochází k postupnému flektování kolenního kloubu, které je spojené s vnitřní rotací bérce. Zvětšováním plantární flexe hlezna je postupně pokládána ploska, dochází k pronaci v subtalárním kloubu, relativní supinaci v kloubu Chopartově a k jeho následnému odemknutí, což umožní optimální přizpůsobení plosky povrchu. Vařeka (2004a, 2004b) tuto funkci popisuje jako pantový model subtalárního kloubu dle Inmana. Spojením všech těchto pohybů se relativně zkrátí délka dolní končetiny a zaoblí se trajektorie těžiště (Perry, 1992; Rose & Gamble, 2006). V opačném případě v období aktivního odrazu probíhá v kloubu hlezením plantární flexe, v subtalárním kloubu supinace a v Chopartově kloubu pokračuje relativní pronace. Ta má za následek uzamčení transversotarsálního kloubu. Přeměnou chodidla na rigidní páku se může plně uplatnit lokomoční funkce lýtkových svalů, které svojí aktivitou poskytují tělu kinetickou energii pro pohyb vpřed (Vařeka & Vařeková, 2003). Šestým zásadním činitelem je posun pánve, ke kterému dochází přes stojnou dolní končetinu při každém kroku. Rozsah tohoto pohybu ze strany na stranu při každém kroku je asi 5 cm a ovlivňují ho dva faktory. Fyziologické valgózní postavení v kolenních kloubech. Větší stupeň valgozity v kolenních kloubech způsobí zúžení base, amplituda laterálního výkyvu těla je změnšena a tedy i výchylka těžiště v horizontální rovině. Při chůzi o široké basi (čím více jsou chodidla od sebe) sinusoida se prohlubuje a laterální posun se zvětšuje (Saunders et al., 1953; Rose & Gamble, 2006; Kirtley, 2006). Obrázek 4: Chůze o širší a užší basi ovlivňuje laterální posun pánve a vychýlení těžiště v horizontální rovině (Saunders, M., Inman, V., T., & Eberhart, H. D. (1953). The major determinants in normal and pathological gait. Journal of bone and joint surgery Am., 1953(35), 543 in Rose & Gamble, 2006). Při chůzi je patrné jak hrudník a ramena rotují v prostisměru s dolními končetinami, pohyb trupu jde ve směru dopadající nohy a protilehlé rameno rotuje se směrem pohybu kontralaterární strany pánve. Rotace ramen rozpohybuje paže tak, že se pohupují ve stejné frekvenci s kontralaterální dolní končetinou. Tato kontra rotace pánve a ramen zajistí plynulý pohyb těla vpřed bez přenášení rotačních pohybů na trup. Amplituda zhoupnutí paží se zvětšuje s rychlostí chůze (Donker a kol., 2001, in Kirtley, 2006), čímž se vyrovává síla produkovaná dolními končetinami (Donker a kol., 2002, in Kirtley, 2006). Murray (1967, in Whittle, 1996) popisuje celkovou exkurzi pohybu ramen na 7° a pánve na 12° kolem vertikální osy. Významnost pohybů paží zpochybňuje Elftman (in Perry, 1992) z hlediska energetické významnosti. Testované osoby s volnýma a svázanýma rukama neprokázaly rozdíly ve spotřebě kyslíku. Pohyb paží při chůzi je tedy významný pro plynulost pohybu, ne však pro snížení energetických nároků. Všechny zmíněné determinanty pracují společně za účelem omezení pohybů těžiště při chůzi v horizontální rovině na 4,6 cm a ve vertikální rovině na 2,3 cm. Vertikální exkurze pánve během jednooporové fáze je snížena lateroanteriorním poklesem pánve v kombinaci s plantární flexí a flexí kolena stojné dolní končetiny. Snížení COP během fáze dvojí opory je dána odrazem v koncovém stoji, počátečním dotykem paty kombinovaným s plnou extenzí kolena a horizontální rotací pánve (Perry, 1992). obr1 Obrázek 5: Pohyb těžiště v horizontální a vertikální rovině během chůze (Perry, 1992, 42) 2.2 Krokový cyklus Krokový cyklus neboli dvojkrok (stride), je základní jednotkou chůze a je definován jako interval mezi dvěma po sobě jdoucími dopady toho samého chodidla na podložku. Je rozdělen do dvou fází – švihové fáze (bezoporové) a stojné fáze (oporové), do které patří fáze dvojí opory (Gage, 1991; Perry, 1992; Whitle, 1996). Stojná fáze (stance phase) je definována jako statická fáze krokového cyklu, kdy je končetina po celou dobu v kontaktu s podložkou a přenáší hmotnost těla. Švihová fáze (swing phase) je definována jako dynamická část krokového cyklu, kdy se chodidlo nachází ve vzduchu a celá váha těla je přenášena kontralaterální končetinou. Fáze dvojí opory (double support) tvoří přechod mezí švihovou a stojnou fází spojenou s propulzí. Je to období, kdy jsou obě dolní končetiny v kontaktu s podložkou (Gage, 1991; Perry, 1992; Whitle, 1996). Stojná fáze obvykle tvoří 60 % krokového cyklu a švihová fáze 40 % délky krokového cyklu a fáze dvojí opory zaujímá 10% stojné fáze (Gage 1991; Kirtley, 2006; Perry, 1992; Whittle, 1996). Rose & Gamble (2006) zase popisují krokový cyklus z těchto fází: stojná fáze se skládá z periody mezi dopadem paty na podložku (0 %) a odrazem palce ipsilaterální končetiny (62 %); švihová fáze je období mezi odrazem (62 %) palce a druhým dopadem paty (100 %) téže končetiny. Se zvyšující se rychlostí chůze se zkracuje doba oporové fáze a prodlužuje se doba švihové fáze. Při přechodu z chůze do běhu zaniká fáze dvojí opory a krátká fáze mezi kontaktem chodidla s podložkou se nazývá letová (Whittle, 1996). 2.2.1 Fáze krokového cyklu V praxi se používá dělení krokového cyklu dle různých autorů. Tradiční je Ranchoská klasifikace krokového cyklu (Rachos Los Amigos Hospital, kde byl cyklus analyzován) používaná Perry (1992), která rozděluje stojnou fázi na pět částí a švihovou fázi na tři části. Toto dělení lze použít i při různých formách patologické chůze. Dělení krokového cyklu dle Perry: Stojná fáze (stance phase): . Initial Contact (počáteční kontakt), IC . Loading Response (stádium postupného zatěžování), LR . Mid-stance (mezistoj), MS . Terminal Stance (konečný stoj), TS . Pre-swing (předšvihová fáze), PSW Švihová fáze (swing phase): . Initial Swing (počáteční švih), ISW . Mid-swing (mezišvih), MSW . Terminal Swing (konečný švih), TSW Obrázek 6: Fáze krokového cyklu dle Perry (Rose & Gamble, 1994, 26) Také lze použít dělení krokového cyklu podle Vaughan, Davis & O`Connor (1999) popisující jednotlivé periody chodidla. Stojná fáze kroku: . Úder paty – heel strike . Kontakt nohy – foot flat . Střed stojné fáze – midstance . Odvinutí paty – heel off . Odraz palce – toe off Švihová fáze kroku: . Zrychlení – acceleration . Střed švihové fáze – midswing . Zpomalení – deceleration Obrázek 7: Fáze krokového cyklu z pohledu Vaughan, Davis & O`Connor (Vaughan, Davis & O`Connor, 1999, 11) U jedinců s nenarušeným stereotypem chůze začíná krokový cyklus dopadem paty na podložku (heel strike) jedné DK. Váha těla je přenášena přes chodidlo, následně dopadá druhostranná DK na podložku a je dokončen jeden krok. Následuje švihová fáze první stojné končetiny a její dopad na podložku, druhý heel strike. Je dokončen krokový cyklus a jeden krok tvoří tedy jeho polovinu. Při patologické chůzi nemusí být pata první kontaktní část chodidla, a proto Perry přesněji mluví o initial contact chodidla (Smidt, 1990). Dostatečná absorbce nárazu a přizpůsobení chodidla nerovnostem povrchu závisí na kvalitě měkkých tkání a tukového polštáře paty, na schopnosti excentrické kontrakce dorzálních flexorů hlezna a možnosti pronace v subtalárním kloubu, který odemyká transversotarzální skloubení (Kirtley, 2006). 2.2.2 Jednotlivé fáze krokového cyklu Stojná fáze . Initial contact Je asi 2% část krokového cyklu, která zahajuje stojnou fázi. Počátečním nárazem paty (heel strike) na podložku dochází k převzetí hmotnosti těla. Kotník začíná první ze tří „zhoupnutí“, které absorbuje náraz. Pata se stává středem otáčení, kolem kterého se pohybují ostatní segmenty chodidla a bérec. Hlezenní kloub je při dopadu paty na letarální hrbolek v supinaci, koleno plně extendováno a v kyčelním kloubu je zahájen pohyb z flexe do extenze. Pohyb trupu jde ve směru dopadající nohy, dochází k rotaci páteře, protilehlé rameno rotuje dopředu s kontralaterální stranou pánve (Whittle, 1996; Vařeka & Vařeková, 2009). Dochází k aktivaci svalů zajišťujících stabilitu kloubů při opěrné fázi. M. gluteus maximus je aktivován jako extenzor kyčle, který řídí flekční moment. Excentrická kontakce hamstringů začala již na konci švihové fáze a pokračuje do inatial contact, kdy korigují flexi v kyčli a zabraňují hyperextenzi kolena. Také excentrická kontrakce extenzorů hlezna – m. tibialis anterior, m. extenzor digitorum longus a m. peroneus tertius brzdí pasivní plantární flexi (Perry, 1989, in Gage, 1991). Stabilita kolena je zajištěna dvojím extenčním mechanismem. Reakční síla podložky během dopadu paty vytváří vektor síly směřující anteriorně od osy kolena. Druhá část je svalová kontrola mm. vasti a horní části gluteus maximus aktivních již z terminální švihové fáze. Stejně tak asi 15% aktivita hamstrigů je užitečná jako podpora flekční síly. Dle Perry (1992) není aktivita m. quadriceps femoris v této fázi krokového cyklu zásadní, i když se jeho zapojení prolíná z fází terminal swing, kde extendoval koleno do fáze postupného zatěžování. Obrázek 8: Initial contact: extenzorový mechanismus kolena – vektor reakční síly podložky a aktivita svalů (Perry, 1992, 101). . Loading response Stádium postupného zatěžování je součástí fáze dvojí opory mezi iniciálním kontaktem a odrazem kontralaterálního palce a zaujímá asi 10-12 % z cyklu. Váha těla je plně přenesena na stojnou dolní končetinu. Rapidně roste reakční síla podložky a směřuje více za osu stojné dolní končetiny. Trup se nachází nejníže (asi 23 mm pod průměrem) ve své vertikální pozici a pokračuje v pohybu laterálně nad stojnou DK. Paže se nacházejí v krajní pozici svého kyvadlového pohybu a vracejí se zpět (Whittle, 1996). V kyčelním kloubu pokračuje pohyb do extenze zahájený krátce před dopadem paty a pánev rotuje na stranu nové oporné dolní končetiny. Koleno se z plné extenze před dopadem paty začíná flektovat, s čímž je spojena i vnitřní rotace bérce. Hlezenní kloub zahajuje pasivní plantární flexi, při které je chodidlo pokládáno na podložku. V subtalárním kloubu dochází k pronaci a v transversotarsálním kloubu naopak probíhá relativní supinace předonoží kolem longitudinální osy. To má za následek maximální volnost v tranverzotarzálním kloubu a možnost přizpůsobení se plosky povrchu. Skutečný význam flexe kolena, plantární flexe plosky a relativní pronace zánoží spočívá v tlumení nárazu při došlapu, na čemž se podílejí antagonisté těchto pohybů pracující v excentrické kontrakci (viz svaly aktivované ve fázi initial contact jako extenzory hlezna) (Vařeka & Vařeková, 2009). Cílem této fáze z hlediska mechaniky je akceptovat zatížení, stabilizovat pánev a zpomalit pohyb těla vpřed (Perry, 1992), proto svaly v této fázi vykazují nevětší aktivitu. Koncentrickou kontrakcí m. gluteus maximus extenduje kyčel a přes iliotibiální trakt přispívá také k extenzi kolena. S rotací pánve ke stojné končetině dochází také k vnitřní rotaci femuru v transverzální rovině, na které se podílí m. adduktor magnus. Excentrická aktivita m. gluteus medius stabilizuje pánev v laterálních směrech a tím minimalizuje kontralaterální pokles pánve. Hamstringy koncentrickou kontrakcí odemykají koleno a díky jeho stabilizaci pracují také jako extenzory kyčle. Dále je pohyb v koleni kontrolován excentrickou kontrakcí m. quadriceps femoris, který tak určuje velikost flexe v koleni. M. tibialis anterior zpomaluje dopad chodidla, přitahuje tibii ventrálně a napomáhá tedy flexi v kolenním kloubu (Gage, 1991). Lidé s OA kolena mívají tento sval oslabený, což vede k neadekvátní flexi KOK a snížení absorpce nárazu končetiny na podložku. Při větší extenzi kolena v této fázi se vektor reakční síly podložky posouvá před osu bérce, váha těla je přenášena více na koleno a kloub je více zatěžován (Perry, 1992). Obrázek 9: Neadekvátní flexe v kolenním kloubu ve fázi loading response vede k přetěžovánní kolenních struktur (Perry, 1992, 225) . Mid-stance Představuje odraz kontralaterálního palce a přenášení váhy těla přes předonoží stojné DK. Tím je ukončena fáze dvojí opory a přenesení do jednooporové části. Zaujímá 10-30 % z krokového cyklu a z hlediska mechaniky má stabilizovat koleno a zachovat pohyb těžiště vpřed (Perry, 1992). Trup se v této fázi pohybuje vertikálně a dosahuje svého maxima stejně jako při pohybu laterolaterálně ke stojné DK. Horní končetiny se míjí stejně jako dolní při svém pohybu v zkříženém vzorci. Kyčel pokračuje v extenzi a působení m. gluteus maximus ustává v okamžiku, kdy vektor reakční síly působí za kyčelním kloubem. M. quadriceps femoris pokračuje ve flexi KOK do té doby, než se vektor reakční síly dostane před jeho osu (Bronstein, Brandt & Woollacott, 1996; Whittle, 1996). Podle Perry (1992) se na tomto pohybu podílí pouze mm. vasti nikoli m. rectus femoris. Klíčovou částí této fáze je druhé „zhoupnutí“ kotníku, kdy se hlezenní kloub stává středem otáčení a pohyb je prováděn ventrálním směrem proximální částí bérce přes stabilní chodidlo. Zásadní úlohu při tomto mechanismu vykazuje m. soleus, který svou excentrickou aktivitou zpomaluje dorzi flexi v kotníku, čímž stabilizuje tibii během zhoupnutí. Teprve v další fázi nastupuje m. gastrocnemius a dlouhé flexory prstců (Gage, 1991). . Terminal stance Také nazývaná „heel off“ fáze, protože začíná odlepením paty od podložky a ukončuje tak období jednoduché opory. Zaujímá 30-50 % z krokového cyklu. Tělo se postupně posunuje směrem dopředu před fixované chodidlo stojné končetiny. Kyčelní kloub pokračuje dále do pasivní extenze a kolenní kloub se také dostává do maximální extenze během krokového cyklu, avšak plnou extenzi by nikdy neměl dosáhnout (končí přibližně v 3° flexi). Probíhá aktivní plantární flexe nohy aktivitou lýtkových svalů, především m. triceps surae, přičemž m. gastrocnemius má výhodnější podmínky pro svoji funkci díky extenzi v KOK. Také tahem m. triceps surae dochází k pokračující supinaci v subtalárním kloubu. V transversotarzálním kloubu pokračuje relativní pronace, vektor reakční síly podložky se posouvá dopředu k hlavičkám metatarsů a přední část nohy se tak stává osou, kolem které se otáčí celá končetina. M. tibialis posterior zbůsobuje silnou supinaci patní kosti, m. peroneus longus proti tomu působí relativní pronací předonoží a tahem plantarní aponeurózy, která se kladkovým mechanismem navíjí přes hlavičky metatarsů, se zpevní tranverzotarzální kloub. Vytvoří se pevná páka nohy, přes kterou se může plně uplatnit tah lýtkových svalů (Bronstein et al., 1996; Vařeka & Vařeková, 2009). . Pre-swing Tvoří 50-60 % krokového cyklu. Je poslední částí stojné fáze, kdy se palec odlepuje od podložky Zároveň ji lze označit jako druhou dvojí oporu, kdy váha těla je přenesena na kontralaterální nohu kontaktem paty. Kyčelní kloub dokončuje maximální extenzi a rychle se začíná flektovat. Reakční síla podložky se přesouvá za kolenní kloub a společně s kontrakcí m. triceps surae způsobuje flexi kolena (30-40°). M. rectus femoris pracuje izometricky jako přenašeč energie z bérce na kyčel - na svém distálním konci se zapojuje excentricky a zpomaluje pohyb bérce a na svém proximálním konci koncentricky a přenáší energii do flexe v kyčelním kloubu. Na konci této fáze dochází k maximální plantární flexi hlezna (20°), ale zároveň aktivita plantárních flexorů klesá (Bronstein et al., 1996; Whittle 1996; Perry, 1992 and also Gage, 1991). Švihová fáze . Initial swing Tato fáze zaujímá 60-70 % krokového cyklu a z hlediska mechaniky je jejím cílem odlepit chodidlo od podložky, posunout DK do bezoporové fáze a změnit frekvenci pohybu. Kyčel pokračuje ve flexi přes aktivitu svalů m. iliacus, m. adductor longus, m. sartorius, m. gracilis, které zároveň ve spojení se setrvačností bérce působí též jako flexory kloubu kolenního. Při přirozené chůzi je flexe a extenze kolena během švihu pasivní, přizpůsobena pohybům v kyčli, končetina pracuje jako jednoduché kyvadlo. Flexe v kolenním kloubu dosahuje kolem 60°. Chodidlo ještě krátce pokračuje do plantární flexe, ze které je koncentrickou aktivitou m. tibialis anterior a dlouhých extenzorů prstců zvedáno (Whittle, 1996; Gage, 1991). . Mid-swing Fáze středního švihu zaujímá interval 70-85 % krokového cyklu a je oddělena od konečné švihové fáze okamžikem, kdy se tibie švihové nohy dostane do vertikální polohy. Kyčel na konci této fáze dosáhne stupně flexe, která se nemění až do počátečního kontaktu. Koleno je v období mezi aktivitou m. rectus femoris a hamstringy, kdy současně působí setrvačné síly a není zapotřebí velké svalové aktivity. Noha je asi v 5° dorziflexi činností m. tibialis anterior a zabraňuje tak přepadnutí špičky do plantární flexe (Whittle, 1996; Gage, 1991). . Terminal swing Pohyb bérce a stehna je zpomalen, dolní končetina je připravena umístit nohu a přes vertikální polohu tibie a neutrálního postavení v hleznu je připravena na kontakt se zemí. Tato fáze zaujímá 85-100 % krokového cyklu (Perry, 1992). Koleno je v okamžiku kontaktu paty s podložkou téměř v plné extenzi, nikoli však maximální. Excentrická činnost hamstringů a m. gluteus maximus zpomaluje dopředný švih bérce a stehna. M. quadriceps femoris extenduje koleno pro začáteční kontakt (initial contact). V hlezenním kloubu je neutrální poloha dosažena koncentrickou kontrakcí m. tibialis anterior (Whitle, 1996; Gage, 1991). 2.3 Patologie chůze Protože existuje nevyčíslitelná variabilita pohybových vzorů, je nesmírně obtížné definovat normu normální chůze. Pohybové vzory (chůzový stereotyp) jsou natolik individuální, že podle něj lze identifikovat individum. Variace v normální chůzi jsou většinou dány změnou timingu svalů. Patologická chůze užívá pohybové vzory nebo reakční síly, které jsou jasně abnormální a vedou ke zvýšeným energetickým nárokům. Whittle (1996) stanovil čtyři podmínky pro normální chůzi: 1. Každá dolní končetina musí zajistit stabilitu pro trup, hlavu a ostatní končetiny bez zhroucení (kolapsu). 2. Balanc musí být zajištěn, jak staticky, tak dynamicky během jednooborové fáze. 3. Švihová dolní končetina se musí posunout do takové pozice, aby zajistila oporovou roli. 4. Na pohyb dolních končetin se musí přenést taková síla, aby došlo i k posunu trupu. Gage (1991) stanovil také podmínky pro normální chůzi, které u patologické chůze chybí. 1. Zajištěni stability trupu, hlavy a horních končetin nad klouby dolních končetin ve vzpřímeném stoji. 2. Dostatečné odvinutí chodidla a elevace nohy během švihové fáze. 3. Přiměřené trvání švihové fáze se správným umístěním chodidla. 4. Adekvátní délka kroku. 5. Zajištění přisunu energie pohybovému systému při chůzi za současného zachování mechanické energie. 2.3.1 Chůze ve vyšším věku Chůze ve vyšším věku je ovlivněna dvěma činiteli – věkem samotným a patologickými podmínkami, jako je například osteoartróza nebo Parkinsonova nemoc. Neznamená to ale, že chůze všech osob vyššího věku se podobá chůzi patologické. Nejčastěji ke změnám chůze dochází mezi 60. a 70. rokem věku. Pozorujeme zkrácení kroku, narušení krokového cyklu ve smyslu snížení rytmu, zvětšení opěrné báze a další sekundární změny (Whittle, 1996). Murray et al., 1969 in Whittle (1996) předpokládají, že důvodem těchto změn je zajištění bezpečnějšího pohybu a předcházení pádů. Změna délky kroku a opěrné báze usnadňují udržení balance. Přirozeně dané omezení pohyblivosti kloubů u starších lidí narušuje variabilitu jednotlivých kroků v krokovém cyklu. S rostoucími nároky na udržení rovnováhy dochází ke zkrácení jednooporové fáze a k prodloužení obou fází dvojí opory. Vertikální pohyb těžiště tedy je omezen, ale zvýší se jeho exkurze v horizontální rovině. Při odrazu končetiny se významně zmenší reakční síla chodidla na podložku. Všechna tato opatření slouží jako prostředky pro zlepšení posturální stability při chůzi. Ishii, Tojo, Terajima, Terashima a Bechtold (1999) uvádějí, že s přibývajícím věkem dochází k úbytku proprioreceptorů v kloubech. Spolu se změnami vnímání prostředí vizuálním a vestibulárním systémem může dojít k pádu špatným vyhodnocením situace a opožděnou reakcí. Dále poukazují na to, že lidé po arthroplastice kolenního či kyčelního kloubu nejsou náchylnější k pádům. Tudíž předpokládá, že kolem nosných kloubů jsou značné extrakapsulární komponenty jako napínací receptory v přilehlých svalech a šlachách, které se více podílejí na společné propriocepci. 2.3.2 Chůze u osob s gonartrózou Jak poukazuje Astephen, Deluzi, Caldwell, Dunbar a Hubley-Kozey (2008), na progresi gonartrózy se podílejí mechanické faktory, které vedou ke společným změnám kinetiky a kinematiky pohybu. Je však stále diskutabilní, zda tyto odchylky v biomechanice kloubu jsou v návaznosti na degenerativní procesy v kloubu a s nimi související faktory, jako jakou jsou svalové dysbalance a bolest, nebo jim předcházejí. Protože věk je stále významný predispoziční faktor OA, charakteristické senilní změny spočívají v zúžení kloubní štěrbiny v důsledku částečné ztráty elasticity, v proporcionálním úbytku kostní hmoty a v lehkém zmenšení CCD úhlu u koxartrózy. Preartrotické změny, působící v dostatečně dlouhém čase, mají za následek dysfunkci kloubní mechaniky, ve smyslu velikosti tlaku, směru jeho působení a velikosti nosných ploch (Sosna et al., 2001; Dungl, 2005). Gonartróza se projevuje z počátku intermitentními námahovými bolestmi, zejména při chůzi do schodů a ze schodů nebo při chůzi na nerovném terénu. Charakteristické jsou tzv. startovací bolesti na začátku pohybu a po ujití několika kroků bolest ustupuje. Dalším omezujícím faktorem chůze je ztuhlost kolen po in-aktivitě (např. ráno při vstávání z lůžka nebo po delším sezení). Je rovněž vázána na počátek pohybu a po rozpohybování ustupuje. V pokročilejších stádiích mohou pacienti udávat omezení rozsahu hybnosti (flexe i extenze), což vede k pocitům nejistoty při chůzi nebo se mohou objevit mechanické problémy, např. blokády kolena při poškození menisku degenerativním procesem (http://www.medicabaze.cz/index.php?&sec=term_detail&termId=2783&tname=Osteoartr%C3%B3za). Stejné změny v postuře a kinematice chůze pozoruje i Astephen et al. (2008), ve své studii. A dále je vysvětluje tak, že u osob s OA kolena dochází k zvýšení addukčního momentu v KYK ve fázi mid–stance, zvýšení vnitřně rotačního momentu KOK na konci stojné fáze a omezení zevně rotačního momentu v kyčli na začátku a na konci stojné fáze. Z EMG ukazatelů zjistili, že u osob s rozvinutou OA kolena dochází k výraznému poklesu aktivity m. rectus femoris ve stojné fázi a naopak k vzrůstající aktivitě hamstringů, čímž by se dalo vysvětlit omezení rozsahu pohybu v KOK. Strukturální změny v kloubu zapříčiňují ztuhlost, změnu konfigurace kloubu nebo bývají zdrojem nociceptivního dráždění, jehož doprovodným znakem je také porušení svalové souhry. Například omezením pohybu kolena z důvodu bolesti, dojde k centrální korekci pohybu na periferii, která má za úkol danou bolest vyloučit. Předpokladem je přepracování celého pohybového programu, zejména stoje a chůze. Vlivem těchto změn pozorujeme větší zatěžování druhostranné končetiny zejména v kyčelním kloubu a řetězení do vzdálených funkcí a struktur (Salaj, 2001; Králová & Matějíčková, 1985; Gallo, Horák, Krobot & Brtková, 2007). Nálezy studie Bejek, Paróczai, Illyés, Kocsis a Kiss (2006) také poukazují na vyskytující se změny chůzového stereotypu u osob s jednostrannou OA kolenního kloubu ve srovnání se zdravými osobami. Omezený pohyb kolena (vlivem degenerativních změn) je kompenzován zejména kontralaterálním kyčelním kloubem, větším pohybem pánve, což ovlivňuje přirozenou pohyblivost bederní páteře zejména ve smyslu jejího přetěžování. Doprovodným jevem degenerativních změn jsou úhlové výchylky kloubů, které nejen vedou k větším deforormačním silám, ale také zvyšují nároky na svalový a ligamentový aparát v okolí zajištující stabilitu. Nejčastější je flekční a varózní deformita kolena. Flekční deformita stojné končetiny zvyšuje nároky m. quadriceps femoris pro zajištění stability ve stoji (Murray et al., in Kirtley, 2006; Perry, 1992). Jako kompenzace je užíváno vychýlení trupu dopředu a s ním i těžiště. Reakční síla podložky se posouvá také dopředu před koleno a tím provádí pasivní stabilizaci KOK a snižuje aktivitu m. quadriceps femoris. Toto držení však zvyšuje flekční moment síly působící na kyčel a kotník a zároveň zvyšuje aktivitu extenzorů - m. soleus a m. gluteus maximus. Jak uvádí Rudolph, Schmitt a Lewek (2007), zatímco je flexe KOK ve fázi loading response plně kontrolována excentrickou kontrakcí m. quadriceps femoris, u osob s OA dochází k rozvoji oslabení tohoto svalu a stabilita kolena je zabezpečena ještě asistencí hamstringů a mm. gastrocnemi. Perry (1992) dodává, že pokud jsou extenzory kolena příliš slabé, dochází k omezení flexe kolena při fázi loading response, pre-swing a initial swing, čímž se sníží kompresní síla působící na kontrahovaný m. guadriceps femoris. Nejenom v klidu, ale i při chůzi (dynamickém pohybu) můžeme dále pozorovat varózní nebo valgózní deformity. Varózní postavení obvykle značí postižení mediálního tibiofemorálního kompartmentu a tedy působení maximálních kompresních sil v tomto směru (Doherty & Doherty, 2000; Perry, 1992). Simic, Himman, Wrigley, Bennell a Hunt (2011) provedli studii, která z modifikací chůze nejvíce zatěžuje mediální kompartment kolena. Ze studie vyplývá, že použití vycházkové hole na kontralaterální straně od postižené končetiny, chůze o širší bázi, větší vnitřní rotace v kyčelním kloubu s přenesením váhy na vnitřní hranu chodidla snižují zatížení medialního kompartmentu kolena. Naopak Tai Chi postoj, vycházková hůl na ipsilaterální straně, chůze s nordickými holemi a větší flexe kolena zvyšuje zatížení medialního kompartmentu kolena. 3 Severská chůze 3.1 Historie severské chůze Již odpradávna používali pastevci a poutníci dřevěné hole pro oporu při zdolávání terénu. Dnes nejsou hůlky jen nástrojem k udržení rovnováhy, ale také účinným prostředkem pro zlepšení kondice. Nordic walking se k nám dostal z Finska (z toho odvozená severská chůze nebo také nordická), kdy ve 30. letech minulého století finští běžkaři začali používat hole i během letní přípravy. V 60 letech Leena Jääskeläinen, učitelka tělesné výchovy v Helsinkách, začlenila chůzi s holemi do svých hodin a zrodila se myšlenka propagovat severskou chůzi jako fyzickou aktivitu pro všechny. Později se používání holí při hodinách tělesné výchovy rozšířilo i na Fakultu tělesné výchovy a sportovních věd Univeristy of Jyväskylä a Leena Jääskeläinen, již jako inspektorka školství, představila chůzi s holemi jako „Nové nápady pro tělesnou výchovu ve školách“. V roce 1986 se v Tampere konala první veřejná prezentace chůze s holemi - Finlandia Kävely (Finland walk). Klíčovou osobou při prosazování severské chůze ve Finsku byl Tuomo Jantunen, ředitel asociace pro rekreační a sportovní aktivity - Suomen Latu. V roce 1997 bylo poprvé zveřejněno oficiální zahájení této fyzické aktivity jako „sauvakävely“ a vznikl pro ni anglický název - Nordic Walking. A v roce 2000 byla ve Finsku založena Mezinárodní asociace nordic walking - International Nordic Walking Association. (INWA, 2011). 3.2 Výhody severské chůze Severská chůze patří mezi komplexní pohybové aktivity, jejíž benefity pramení z dynamického zapojení horní poloviny těla do pohybu. Řadí se mezi vytrvalostní aktivity s prvky silovými a rychlostními. Tuto jednoduchou a přitom velmi účinnou metodu tréninku lze provádět téměř všude, bez ohledu na věk nebo tréninkovou kondici. V současnosti je používána především v rámci fitness programů, ale uplatnění v rehabilitaci je poměrně široké (Vařeka, Hak, & Vařeková, 2002). Hrozba civilizačních chorob - jako je nadváha a s ní související kardiovaskulární onemocnění - je známa desítky let. Většina aktivit pro lidi trpící obezitou není vhodná kvůli působení nadměrné hmotnosti na pohybový systém a jejich nízké fyzické zdatnosti. Studie Saunders, Hipp, Wenos a Deaton (2008) prokázala zvýšené fyziologické reakce organismu na severskou chůzi bez nárůstu subjektivně vnímaného úsilí. Ve členitém terénu (chůze po rovině, do kopce a z kopce) vlastní rychlostí chůze byla sledována spotřeba kyslíku, ventilační parametry a srdeční frekvence. Závěry ukázaly zvýšení všech sledovaných parametrů bez změny vnímaného úsilí v porovnání s běžnou chůzí. V rámci intenzity zatížení je tepová frekvence o 40–50 % (aerobní efekt vyšší o 25 %) vyšší, tím se podpoří metabolické procesy v organismu a následná redukce hmotnosti. Je prokázáno zvýšení nárůstu energetického výdeje při severské chůzi až o 46 kalorií (Downer, 2006; http://www.nordicacademy.com.au/index.php?option=com_content&view=article&id= 99&Itemid=133). Při správném provedení aktivuje severská chůze až 90% muskulatury. Zapojuje do pohybu horní část trupu a paže přes ramenní pletenec. Úprava držení těla je způsobena aktivním zapojením m. latissimus dorsi, svaly na zadní straně pletence, m. pectoralis major, m. triceps brachi, flexory a extenzory předloktí. Během plynulého kontrolovaného pohybu by mělo dojít k odrazu paže s extendovaným loktem s hlavou v přirozeném prodloužení osy páteře. Při indikaci v rehabilitaci je třeba ale být opatrní, protože nesprávná technika může vést k přetížení tohoto regionu. Oporou o hole se napřímí trup a je vyrovnávána pozice pánve při extenzi kyčelního kloubu v odrazové fázi. Přirozená rotace pánve a kontra pohyb horního a dolního trupu může vést k uvolnění bederní a hrudní páteře. (Stejskal & Vystrčil, 2005; Vařeka, Hak, & Vařeková, 2002). Obecně uznáváným pozitivním účinkem severské chůze je odlehčení kloubů dolních končetin přenesením části hmotnosti těla přes hole na horní končetiny. Toto lze využít u lidí trpících nadváhou nebo u osob s osteoartrózou nosných kloubů. Existují ovšem studie, které toto tvrzení odmítají. Hansen, Henriksen, Larsen a Alkjaer (2008) a Jöllenbeck, Leyser, Classen, Mull a Grüneberg (2006) zjistili při dynamické analýze tohoto stylu chůze, že nedojde ke snížení zatížení kloubů, zejména kolenních, naopak prodloužením a zvýšením kadence kroků stoupá reakční síla podložky na tibiofemorální skloubení ve fázi heel kontact. Jak podotýká Vařeka et al. (2002), prodloužení kroku nesmí být doprovázeno hyperextenzí kolen! Při dopadu paty by měl být kloub v přirozené mírné flexi. Dále opora o hole poskytuje vyšší stabilitu, bezpečnost a jistotu při chůzi zejména u starších lidí. Rozvíjí koordinaci, zlepšuje cirkulaci krve v celém těle, protože ji lze provozovat celoročně, imunitní systém se adaptuje na výkyvy počasí a tím lze předcházet nachlazení. V neposlední řadě to pohybová aktivita pomáhá zlepšit sebevědomí, duševní bystrost, vyplavují se při ní endorfiny, dochází k redukci stresu a vnímání bolesti. Je spojená se zábavou a společnými zážitky (Nottingham & Jurasin, 2010). 3.3 Svalová aktivity při severské chůzi Bipedální chůze je chápána jako varianta fylogeneticky vyvinuté kravdupedální lokomoce. Při bipedii přebírají funkci dolní končetiny. V bazální kvadrupedii, jedná se o plazení a lezení po čtyřech, je pohyb zajištěn jak ramenním pletencem tak pánevním. Ramenní pletenec má zpočátku dominantní funkci. Součástí kineziologického obsahu reflexního plazení dle Vojty je fázická kokontrakce antagonistů caput longum m. triceps brachii a caput longum m. biceps brachii v lokomočním cyklu. Ve shodě s těmito svaly pracuje m. latissimus dorsi, který je hlavním svalem zajištující lokomoci v pletenci ramenním. Ve studii Bačáková, Tlašková a Kračmar (2008) porovnávali svalovou aktivitu výše popsaných svalů během kvadrupedální lokomoce v horizontále (reflexní plazení) a kvadrupedální lokomoce ve vertikále (chůze s holemi) a dospěli k závěru, že u obou pohybů dochází k vybavení svalových souher popsaných Vojtou při reflexní lokomoci, i když v odlišných časových úsecích. Chůze s holemi a bez holí jsou neurofyziologicky organizovány ve zkříženém lokomočním vzoru. Intenzivní zapojení pletence ramenního předpokládá snížení nároků na udržení rovnováhy a částečné snížení nároků pletence pánevního při zajišťování lokomoce, které nesou i změnu aktivity svalů. Nejčastěji sledovanými svaly jsou m. biceps brachii (caput longum), m. triceps brachii (caput longum), m. trapezius, m. latissimus dorsi, m. gluteus maximus i medius, m. obliquus externus abdominis, m. rectus femoris a m. gastrocnemius medialis jdoucí v řetězci z dolní končetiny ke kontralaterální horní končetině. Svaly jsou vybrány s ohledem na jejich předpokládané převzetí lokomočního působení, jejich funkci pro nastavení lopatky a jejich antigravitační působení (Kračmar, Vystrčilová & Psotová, 2006; Bačáková et al., 2008). Podle studie Kračmara, Vystrčilové a Psotové (2006), stejně tak i podle Bačákové et al. (2008), dochází při severské chůzi signifikantnímu nárůstu aktivace m. latissimus dorsi, m. triceps brachii a m. biceps brachii, a to zejména jejich dlouhých hlav. A dále podle Kračmara, Vystrčilové a Psotové (2006) při sledování dalších svalů dochází u severské chůze ke statisticky významnému snížení aktivity m. gluteus maximus i medius a m. gastrocnemius medialis kontralaterálně k odrazové horní končetině. Vrchol aktivity m. gluten maximus se nachází vždy v konečném odrazu, při chůzi s holemi jeho aktivita klesá a část lokomoční funkce přebírá druhostranný m. latissimus dorsi. Vlivem jeho zvýšené práce vykazuje boční stabilizátor pánve m. gluteus medius sníženou činnost. Zařazením dalšího punctum na horních končetinách je m. latissimus dorsi začleněn do lokomočního působení a funkčně zřetězen: humerus, m. latissimus dorsi jedné strany, thoracolumbalní fascie, m. gluten maximus kontralaterální strany, tensor fasciae latae a fibula téže strany a přebírá tak větší stabilizační funkci trupu (Kračmar et al., 2006). Při chůzi s holemi synchronizuje m. obliqus externus abdominis svoji funkci s m. latissimus dorsi a oběma dlouhými hlavami pažních svalů téže strany a s m. gluten medius protilehlé strany. Kokontrakce těchto svalů značí lokomoční charakter antagonistů, je-li punctum fuxum distálně (Kračmar et al., 2007; Bačáková et al., 2008). Obrázek 10: Rozdílná aktivita svalů pletence ramenního s holemi a bez holí (Bačáková, Tlašková, & Kračmar, 2008). Existencí opory o horní končetinu a působením m. latissimus dorsi jako stabilizároru trupu vykazuje m. obliqus externus abdominis nižší aktivaci. Jeho vyšší aktivita při chůzi bez holí je vysvětlena nutností více vyrovnávat torzní a rotační pohyby pánve a zároveň vytvářet punctum fuxum na hrudníku pro fyzickou funkci paží. M. gastrocnemius výrazně koresponduje s m. gluteus medius u obou činností, s maximem aktivace při dokončení odrazu končetiny (Kračmar at al., 2007). 3.4 Vybavení a technika severské chůze 3.4.1 Hole pro severskou chůzi Vedle vhodného oblečení a obuvi zvoleného dle počasí a typu terénu je pro severskou chůzi nejpodstatnější správný výběr holí a nastavení jejich délky. Moderní hole jsou vyráběny ze skelných vláken, karbonu nebo grafitu, což zajišťuje jejich lehkost, pevnost a odolnost proti vibracím. Lze si vybrat hole jednodílné nebo teleskopické, u kterých je možno nastavovat různou výšku dle potřeby, ale jejich „volnost“ pravděpodobnost vibrací zvyšuje (Vařeka et al., 2002; Mommertová– Jouchová, 2010). Speciální gumový kryt na hrotu hole se používá pro chůzi po tvrdém povrchu. Omezuje však jen hlasitost při dopadu a netlumí vibrace, proto je vhodné se cestám s tvrdým povrchem vyhýbat. Dobré hole by měly mít ergonomickou rukojeť, která má za úkol stabilizovat zápěstí, aby během pohybu zůstalo v neměnné pozici. Nejdůležitější a inovativní na holích pro severskou chůzi jsou poutka. Vytváří pevné spojení se zápěstím, udržují správnou pozici ruky na holi a podporují odraz. Tento unikátní design udržuje ruku v prodloužení s předloktím, zamezuje nefunkčnímu vytáčení zápěstí a tím redukuje neúměrně vysoké přetěžování svalů předloktí (Nottingham & Jurasin, 2010, Mommertová–Jouchová, 2009). Obrázek 11: Teleskopická hůl pro severskou chůzi s nastavitelnou výškou, gumovou násadou na hrot a speciálním poutkem (http://www.mysport.cz/katalog/doplnky/nordic-walking-hole/nordic-walking- hole-fizan-nw-speed-grey-red-white-blue.html) Správnou délku holí lze nastavit podle výpočtu podílu tělesné výšky a dle tělesných proporcí – délky paže a nohy, délky kroku, pohyblivosti kloubů a terénu, ve kterém je chůze prováděna. Odborníci doporučují používat hole dlouhé 68 % tělesné výšky. Praktické doporučení je jednoduché: při držení hole za rukojeť ji opřeme svisle dolů vodorovně s tělem. Paže s předloktím svírá 90°, vybereme si hůl o jedno číslo kratší než je tato (cca 5 cm) pro chůzi po rovině. S rostoucí délkou holí roste i zatížení horních končetin (Nottingham & Jurasin, 2010). Studie Strutzenberger, Rasp a Schwameder (2007) nepotvrdila domněnku, že různá délka holí změní techniku severské chůze. Byly použity hole až +/-5 cm od neutrální délky a výsledkem měření byl zjištěn fakt, že rozdílná délka holí nemá významný vliv na změnu kinematiky všech klíčových kloubů a dynamické parametry chůze. Naopak Hansen & Smith (2009) zjistili, že s rozdílným terénem je potřeba upravit i délku holí. Klesne – li rychlost chůze do kopce, zkrátí se krok a zpomalí chůze a paže tento pohyb kopírují změnou trajektorie a tlaku hole na podložku. Je nutné zkrátit délku holí, neboť jinak dojde k elevaci ramen, větší flexi v loketním kloubu a k posunu trajektorie paží směrem před tělo. Tyto kompenzace vedou k neefektivnímu pohybu a jsou v rozporu se správnou technikou. 3.4.2 Chůze po rovině Při chůzi po rovině je tělo v mírném předklonu, hlava v prodloužení páteře – brada mírně zasunutá k hrudní kosti, aby šíjové svaly zůstaly uvolněné a pohyb horních končetin nebyl v ramenních kloubech omezen, pohled směřuje asi 20 m před tělo. Ramena zůstávají posazena dolů a jejich osa se pohybuje dopředu a dozadu vždy v kontraktaci s dolní končetinou. Když je hůl kladena na zem, rameno a lopatka se pohybují spíše dolů, směrem k pánvi. Při odrazu, prsty volně svírají rukojeť a hybná síla se přenáší přes poutko do hole. Horní končetina se pohybuje podél těla a v závěrečné fázi odrazu se dlaň otevírá a paže se extenduje daleko směrem dozadu, hůl je držena pouze přes poutko. Horní končetina pokračuje směrem dopředu a nahoru s postupnou flexí v lokti do fáze opory o hůlku. Pohyb rukou začíná za tělem. Chybou při technice nordické chuze je: zvedání ramen při opoře holí o zem, vysoký švih rukou dopředu a nahoru, kladení holí na zem před tělem, pohyb ramene s protilehlou dolní končetinou bez rotace pánve a trupu. Pohyb dolních končetin je stejný jako u běžné chůze. Došlap probíhá naplocho přes patu, po vnější laterální straně chodidla až k bříšku na palci, nedochází k rotacím v kyčelních kloubech. Koleno při došlapu není nikdy v plné extenzi, naopak plné propnutí je žádoucí s odrazem zadní nohy od země. V krokovém cyklu jde horní končetina s holí vpřed, hůlka vždy směřuje svisle dolů, hrot je zapichován na úroveň paty došlapující dolní končetiny a nikdy by se neměl dostat před úroveň zápěstí. Ve shodném okamžiku toe off fáze stojné dolní končetiny, druhostranná horní končetina dokončuje odpich přes propnutý loket. Následuje pohyb chodidla dopředu, dochází ke kontaktu s podložkou přes patu. V této dvouoporové fázi, kdy je hmotnost těla rovnoměrně rozložena mezi oporovou dolní končetinu a oporovou horní končetinu, se druhostranná horní končetina uvolňuje a provádí pohyb vpřed a oporová HK začíná aktivní odpich extenzí v loketním kloubu. Stojná dolní končetina se flektuje v koleni a směřuje dopředu. Po dokončení kroku se celý cyklus opakuje v opačném pořadí horních a dolních končetin (Sedliak & Pavelka, 2003; Mommertová – Jouchová, 2009). 3.4.3 Chůze do kopce Při pohybu do kopce je dynamika a intenzita pohybu větší. Dochází k většímu předklonu trupu, zapojují se více svaly horní poloviny těla, zadní strany stehen a lýtek. Při prodloužení kroku je třeba účinnějšího zapojení holí. Tak dojde nejen k intenzivnější chůzi, ale i k odlehčení dolních končetin. Chůze do kopce je vhodná pro začátečníky, protože při ní dojde k pochopení podstaty pohybu (Škopek, 2010). 3.4.5 Chůze z kopce Při chůzi z kopce je intenzita i dynamika pohybu nižší, kroky jsou výrazně kratší a těžiště těla je umístěno níže. Kolena jsou stále v pokrčení a chodidla v plném kontaktu s podložkou, protože se snaží zpomalovat pohyb těla vpřed. Přenášením váhy na hole výrazně odlehčíme kolenním kloubům. Přenášením hrotů před tělo se zvyšuje nebezpečí úrazu a snižuje se efektivita pohybu (Škopek, 2010). Studie Perrey a Fabre (2008) zkoumala vliv hůlek na subjektivně vnímané úsilí, na fyziologické a kinematické parametry při chůzi na běžícím pásu v rovině a se sklonem +/- 15°. Výzkumu se účastnilo 12 probandů ve věku 22-49 let. Energetický výdej byl hodnocen podle spotřeby kyslíku, dechového objemu, dechové frekvence a frekvence kroku a komfort byl hodnocen subjektivně. Energetický výdej a ventilace se výrazně lišily dle sklonu terénu, se vzrůstajícím stupněm se zvyšovaly jejich hodnoty. Energetická spotřeba a spotřeba kyslíku se významně snížila (o 5 %) pouze při chůzi z kopce. Ze studie dále vyplývá, že použití holí nemá významný vliv na komfort při chůzi. 3.5 Porovnání NW a běžné chůze z hlediska zatěžování kloubů DKK Při správné technice pomáhají chodecké hole vyrovnávat pozici pánve při extenzi v kyčelním kloubu a výrazněji se tak podporuje zapojení jeho flexorů a extenzorů. Použití holí redukuje při rychlejší chůzi v závislosti na technickém provedení vertikální reakční síly povrchu, impulsní a opěrné momenty působících sil při zatížení kolenního kloubu. Z uvedených důvodů je možno zařadit severskou chůzi do rehabilitačního programu řady ortopedických onemocnění a poúrazových stavů (Jakubec et al., 2009). Zatímco dřívější studie zjistily, že použití chodeckých holí sníží zatížení kolenního kloubu (Willson et al., 2001 in Jensen et al., 2010), Fregly et al. (2009) naměřili redukci přítlačné síly na mediální kompartment až o 27%. Toto odlehčení zatížení bylo pozorováno u osmdesátitříletého probanda s implantací totální endoprotézy kolenního kloubu. Studie Jensen et al. (2010) hodnotila kompresní sílu kolenních kloubů nepřímo inverzní dynamikou i mezi mladými lidmi a zdravou skupinou populace, což mohlo vést k rozdílným výsledkům. Nebylo potvrzeno, že zvýšením reakční síly holí na podložku (2,5 krát) oproti běžné reakční síle holí, dojde ke snížení zatížení kloubů dolních končetin. Studie Hansena, Henriksena, Larsena a Alkjaera (2008) se účastnilo sedm žen, instruktorek severské chůze. Stejně jako v předchozích studiích byly hodnoceny tlakové síly v kolenním kloubu inverzní dynamickou analýzou. Pomocí patnácti zrcadlových značek umístěných na DKK probandů byly zjišťovány velikosti flekčních a extenčních úhlů jednotlivých kloubů dolních končetin v sagitální rovině. Měření probíhalo na šestimetrové rampě vybavené silovými plošinami. Každý proband absolvoval 10 měření chůze s holemi a bez holí, rychlost byla snímána pomocí fotobuněk na konci a na začátku plošiny. Ani zde nebyly zaznamenány žádné rozdíly mezi oběma typy chůze v kompresních a smykových silách působících na kolenní kloub. Došlo však ke zvětšení úhlu flexe v kolenních (v průměru o 5°) a kyčelních kloubech (v průměru o 10°) při severské chůzi. Obdobně i studie Jöllenbeck et al. (2006) zamítá názor, že při severské chůzi dochází k redukci zatížení nosných kloubů až o 30-50%. Kinetické údaje chůze s holemi a bez holí patnácti účastníků studie Kleindienst, Stief, Wedel, Campe a Krabbe (2006) byly získávány pomocí šesti kamer systému Vicon a reakční síly byly snímány Vistler deskou. Ani tyto výpočty nepotvrdily teorii, že chůze s holemi vede ke snížení zatížení kloubů dolních končetin. Naopak technika při severské chůzi se více podobá běhu, což způsobuje větší zatížení kolenního kloubu ve fázi loading response. Cílem studie Stief et al. (2009) bylo porovnat vliv severské chůze, běžné chůze a běhu na muskuloskeletální systém. Patnáct zdravých mužů středního věku s dvouletými zkušenostmi se severskou chůzí během této studie ušlo alespoň 13 km týdně v rámci tréninku. Samotné měření bylo prováděno na silové plošině 20m dráhy a kinematická data byla snímána šestikamerovým 3D Vicon systémem a kinetické údaje byly snímány Kistler deskou. Rychlost chůze s holemi a bez holí byla stanovena na 2 m/s a rychlost běhu na 4 m/s. Vyšší rychlost severské chůze byla záměrně vybrána pro větší zapojení holí a paží. Každý z probandů podstoupil pět validních měření, z nichž byla sesbírána data. Měřením předcházela zahřívací fáze. Ani výsledky této studie neukázaly, že severská chůze snižuje biomechanické zatížení kloubů dolních končetin. Naopak použitím holí dochází k většímu zatížení kolenního kloubů ve fázi úderu paty v porovnání s běžnou chůzí. Stejně jako Vařeka, Hak a Vařeková (2002), tak i Stief et al. (2009) upozorňují, že to je způsobeno prodloužením kroku, který vede k hyperextenzi kolena a ke zvětšení úhlu mezi chodidlem a podložkou. Průměrné hodnoty momentů sil v kolenním kloubu v sagitální a frontální rovinně byly při běhu vždy vyšší, ale v transversální rovině byl moment síly v kotníku dokonce vyšší při nordické chůzi než při chůzi a běhu. Studie Howatson et al. (2011) se účastnilo 26 zdatných mužů a 11 žen, kteří uskutečnili výstup na nejvyšší horu Walesu (Mount Snowdon, 1085 m. n. m.), aby bylo následně zjištěno, zda chůze s holemi má vliv na snížení námahového zranění při horské turistice a zlepšení stability při chůzi v nerovném terénu. 24, 48 a 72 hodin před a po túře byla měřena maximální volní kontrakce, výška vertikálního skoku, hodnoty kreatikinázy ve svalech, hodnoty indexu poškození svalů a svalová bolest. Tepová frekvence a intenzita zatížení byly zaznamenávány během výstupu i sestupu. Trekové hole významně snížily hodnoty intenzity zatížení, indexy poškození svalů a pomohly udržet svalové funkce v následujících dnech po túře, čímž potenciálně omezily riziko zranění. 4 Osteoartróza 4.1 Obecná charakteristika Osteoartróza (OA) je heterogenním kloubním procesem (onemocněním), velmi častým v pokročilém věku. Prevalence OA s věkem stoupá; uvádí se až 90 % výskyt nad 75 let a až 60 % populace nad 35 let má narušenou rovnováhu alespoň v jednom kloubu (Alušík, 2002). Může postihovat jeden nebo více kloubů, nejčastěji vláhonosné klouby, drobné klouby ruky a páteře. Celkový výskyt OA je u kolenního kloubu vyšší než u kyčelního. Během posledních let se postižení kolenního kloubu zvýšilo z 11,5 % u osob mladších 70-ti let na 20 % u osob starších 80. let (Gallo et al., 2007, 14). Je charakteristická narušením rovnováhy mezi procesy syntézy a degradace složek kloubní chrupavky a subchondrální kosti. Morfologicky lze pozorovat ohniskové změkčení a postupnou ztrátu hyalinní chrupavky, zahušťování (změna koncentrace) synoviální tekutiny, tvorbu kostních výrůstků (osteofytů), subchondrální sklerózu či tvorbu kostních cyst. Postižení kloubu samotného doprovází i změny okolních tkání, degenerace kloubních vazů, svalové atrofie až sekundární burzitida a avaskulární nekróza. Klinicky je zodpovědná za bolesti, otoky, zhoršení nebo ztrátu kloubní funkce (Jones & Doherty, 2005). 4.2 Etiopatogeneze 4.2.1 Struktura a vlastnosti synoviálního kloubu Základní složky synoviálního kloubu jsou kloubní chrupavka, subchondrální kost, kloubní pouzdro a synoviální membrána. Řadí se k němu i přilehlé měkké tkáně; kloubní vazy, svaly, šlachy, šlachové pochvy a burzy (Trnavský, 2002). Kloubní chrupavka a menisky jsou tvořeny hydratovanou extracelulární hmotou (matrix, ECM). Až 70% obsahu vody je zde vázán fyzikálními vlastnostmi makromolekulárních složek chrupavčité tkáně, v níž jsou uloženy komplexy proteoglykanů, kolagen a nekolagenních bílkovin (Trnavský, 2002). Kolagenní vlákna vytvářejí prostorovou síť a díky své flexibilitě zajišťují pružnost a vysokou odolnost při tahovém napětí - tenzi. Na základě specifické přítomnosti aminokyselin v polypeptidických řetězcích bylo rozpoznáno 20 typů kolagenů, z nichž základním typem je kolagen typu II (Abbot, Levine & Mow, 2003). Fibrily jsou na povrchu chrupavky orientovány rovnoběžně s kloubním pouzdrem a směrem k subchondrální kosti zaujímají vertikální směr. Shirazi, Shirazi a Hurtig (2008) prokázali, že hluboká vlákna hrají klíčovou roli při tlakovém působení na chrupavku a chrání subchondrální kost před poškozením. Menší úlohu zastupují vlákna povrchová. Proteoglykany vyplňují prostor mezi kolagenními vlákny a jejich základní vlastností je agregovat se supramolekulami a vázat se s kyselinou hyaluronovou. Jako elektrolyty přitahují vodu a dovolují chrupavce absorbovat mechanickou zátěž a uvolňováním kapaliny lubrikují povrch kloubu. Deformace chrupavky je omezena pevnou sítí kolagenních vláken a bobtnacímu tlaku proteoglykanů (Abbot et al., 2003). Chondrocyty představují klíčovou složku chrupavky, přestože představují méně než 1 % celkového objemu. Mají schopnost reagovat na mechanickou zátěž, elektrické podněty, tak i na fyzikálně – chemické vlivy. Směrem od povrchu do hloubky jejich koncentrace ubývá. Jsou biologicky aktivní, mohou provádět syntézu i sekreci a jako hlavní organická složka ECM udržují homeostázu. S věkem a vlivem nemocí jejich počet klesá (Abbot et al., 2003; Gallo et al., 2007). Chrupavku lze rozdělit do čtyř vrstev: povrchovou (10 - 20 % objemu), ve které jsou vlákna uložena paralelně s kloubním pouzdrem, střední (46 - 60 % objemu) a hlubokou (30 % objemu) s kolmo uloženými vlákny a kalcifikační zónu - rigidní, polopropustnou bariéru. Každá zóna má jiné složení, orientaci kolageních vláken i funkci (Abbot et al., 2003; Gallo et al., 2007). Kromě přenášení tlakového zatížení v kloubním spojení kostí a tlumení rázových zatížení při každém kroku má chrupavka spolu se synoviální tekutinou důležitou funkci pro snižování koeficientu tření mezi styčnými plochami kostí v kloubu (http://biomech.ftvs.cuni.cz/pbpk/kompendium/biomechanika/vlastnosti_tkane_chrupav.ka.php). 4.2.2 Viskoelasticita kloubní chrupavky Kloub funguje jako dotykové, pohyblivé spojení dvou nebo více kostí přenášející zátěž. Důležitou kapalinou kloubu je synoviální tekutina - ultrafiltrát krevní plazmy, produkt buněk tvořících synoviální membránu a obsahující kyselinu hyaluronovou. Usnadňuje hladké klouzavé pohyby kloubních ploch, přenáší kyslík a živiny bezcévnaté chrupavce. Za normálních podmínek obsahuje kloub malé množství této tekutiny (kolenní kloub asi 2ml), při zánětu se její objem zvyšuje (Schmitz, Kraus, & Aigner, 2010; Gallo et al., 2007). Při zatížení v tlaku propouští pórovitá matrix tekutinu a chrupavka mění svůj objem. Při odlehčení je tekutina nasávána zpět. Přelévání tekutiny je dáno permeabilitou ECM a změnami osmotických tlaků. V první fázi zatížení se uplatňují výrazné viskózní vlastnosti, následně dochází k vlastnímu zatížení vláknité matrix. Vzhledem ke značným viskoelastickým vlastnostem sledujeme u chrupavky zpevnění a zvýšení tuhosti během neutralizace síly, jenž působí na kloub. Pružnost kloubních chrupavek s věkem klesá a snižuje se i jejich výška. Je třeba si ovšem uvědomit, že i tzv. "nezatížená" kloubní chrupavka je vystavena trvalému tlaku 6 - 8 kg na 1 cm2, který vyvolává svalový tonus (Abbot et al., 2003; http://biomech.ftvs.cuni.cz/pbpk/kompendium/anatomie/kloub_spojeni_articulatio.php). Je – li kloubní chrupavka zatížena v tahu, působením střižných sil (např. při skoku), kolagenní vlákna se prodlužují a deformují ve směru tahu. Při malých deformačních silách dochází pouze k přeskupení kolagenové sítě. Při velkých deformačních silách dochází k protažení samotných kolagenních fibril. Fixováním změny jejich délky do paměťových stop mohou odolávat opakujícím se zatížením. V tomto kontextu je důležitá strukturální integrita chrupavky, na které se podílejí právě molekuly kolagenu a proteoglykanů. Při maximálních silách může však dojít až k přetržení kolagenových vláken. Proniká – li zranění až k periostu, může být částečně zhojena pronikáním cév z subchodnrální kosti, synoviální membrány a okrajového perichondria (Abbot et al., 2003). Díky svému složení má chrupavka výborné hydraulické vlastnosti umožňující absorbovat nárazy na kloub. Je však příliš tenká a větší část zátěže je přenášena na subchondrální kost. Jako podpora zajištění stability a plné funkčnosti kloubu fungují okolní svaly, šlachy a vazy. Z toho důvodu jsou nezbytné dobře fungující proprioceptivní mechanismy, intaktní senzoricko-motorické reflexy, které koordinovaným zapojením jednotlivých svalových skupin rozloží potencionálně destruktivní síly gravitace a pohybu (Trnavský, 2002). 4.2.3 Porucha metabolismu (patobiochemické změny chrupavky) Zásadní podíl na vzniku chorobných změn v hyalinní chrupavce má porucha metabolismu. Dochází k zpomalení činnosti chondrocytů, snižuje se jejich schopnost regenerace, stejně jako množství tekutiny obsažené v chrupavce. Narušená rovnováha mezi katabolickými a anabolickými procesy zapříčiňuje vznik hlubších morfologických změn (Trnavský, 2002; Hnízdil, Šavlík, Beránková & Týkalová, 2007). Tyto patobiochemické změny jsou označovány preartrózou. Jak uvádí Trnavský (2002), Pavelka a Rovenský (2003) v této fázi chondrocyty uvolňují metaloproteinenzymy, které hrají nejvýznamnější roli v degradaci chrupavkových kolagenů a agrekanu (mezibuněčné hmotě tvořené hydrofilním proteoglykanem stlačeným v síti kolagenových vláken). Nepříznivý vliv na syntetickou aktivitu chondrocytů mají cytokiny, především interleukin 1, který podle studie Malemud, Islam, & Haqqi (2003) potlačuje tvorbu kolagenu II i agrekanu a přispívá tak k urychlení degenerace chrupavky potlačením syntetických pochodů potřebných k její regeneraci. V artrotické chrupavce současně dochází k přesmyku syntézy kolegenu II na kolegeny I a III, které mají jiné chemicko-fyzické vlastnosti a menší rezistenci vůči proteolytickým enzymům. Tyto změny vedou ke snížení stability chrupavky, stává se měkčí a tudíž méně odolnou proti tlaku a torzním silám, které působí na kloubní plochy (Malemud et al. 2003; Pavelka & Rovenský, 2003; Salaj, 2001). Další zřetelnou fází artrotického procesu chrupavky je její fibrilace (rozvláknění hladkého povrchu). Přetěžování kolagenní sítě a proteoglykánů může vést k prasklinám chrupavky a vyústěním toho jsou migrofraktury subchondrální kosti, až její obnažení. Lokální ischemie je příčinou tvorby subchondrálních cyst, které jsou příčinou deformity kloubního povrchu. Adaptační růstové změny kosti vedou k její sklerotizaci (zpevnění), což se na rentgenovém snímku projeví jako subchondrální skleróza a v oblasti úponů kloubního pouzdra vznikají osteofyty (kostní výrůstky) přetvořením osteofytů na kostěnou tkáň (Trnavský, 2002; Trnavský, Kolařík, & Vavřincová, 1997; Hnízdil et al., 2007; Gallo et al, 2007). Felson a Noegi (2004) spekulují, že patogeneze OA je právě opačná. Subchondrální kost je primární spouštěcí orgán degenerace chrupavky. Místní zvýšené napětí na chrupavku v okolí sklerotizované kosti vede k rozvláknění dosud hladkého povrchu chrupavky, dochází k její postupné ztrátě, která druhotně vede k asymetrickému postavení přiléhajících kostí, který dále zvyšuje tlak na subchondrální kost. To vyvolává charakteristické drásoty a bolest při pohybu. Schmitz et al. (2010) soudí, že nedostatečná kvalita a poškození měkkých tkání v okolí kloubu, vazů, šlach, svalů, zákonitě odráží přetížení kloubu a přispívá k urychlení rozvoje jeho patologie. Je však potřeba si uvědomit, že tyto okolní tkáně naopak mohou přispívat k patologii kloubu. Při OA je chrupavka i tyto tkáně v různé míře postiženy primárně (nebo sekundárně) degenerativními změnami a stávají se dalším cílem v terapeutické intervenci. Není-li chrupavka dlouhodobě zatěžována (např. při imobilizaci kloubu) je porušená látková výměna především hlubších vrstev chrupavky. Chondrocyty se rozpadají. Pro látkovou výměnu a regeneraci kloubních chrupavek je proto optimální střídavé, intermitentní zatěžování (http://biomech.ftvs.cuni.cz/pbpk/kompendium/anatomie/kloub_spojeni_articulatio.php) . 4.2.4 Biomechanické změny Vnitřní síly jsou tvořeny svalovou aktivitou, tuhostí periartikulárních tkání a zevními silami je tíhová síla, manuální odpor a tělesná hmotnost. Nezpůsobí-li svalová síla pohyb, došlo k vyrovnání vnitřního a vnějšího momentu sil a nastala statická rovnováha. Vnitřní stabilita kolena závisí na komplexní souhře aktivních a pasivních složek kloubu. Poškození jedné části (např. ruptura vazu) nebo porucha souhry všech jako celku (zvýšená laxicita vaziva) vede postupně k funkční nestabilitě a zvýšení tlaku na zátěžovou zónu, což může přispět k rozvoji artrotického procesu (Trâmbiţaş & Baier, 2010). Momenty působících sil na kolenní a kyčelní kloub jsou čtyři krát větší, než je reakční síla podložky při chůzi, protože tyto klouby nejsou v souladu s kolmou osou COM. Svalové momenty kloubů jsou tedy závislé na anatomickém postavení pánve - kyčle - kolena - kotníku (Wiedow, 2006). Jako část toho úhlu, lze popsat fyziologický abdukční úhel, který svírá osa femuru a tibie ve frontální rovině a jeho velikost je cca 170 - 175°. Vytváří tak fyziologickou valgozitu KOK. U žen je asi o 5° menší z důvodu širší pánve a tedy šikměji postaveného femuru a dochází k většímu valgóznímu postavení KOK. Mims, Carland, Keefe, Krans, Guilak a Schmitt (2009) popisují, jak pohlaví ovlivňuje biomechaniku a ve prospěch vzniku OA. Jejich studie přímo nepotvrdila, že ženy jsou náchylnější k rozvoji artrotických změn, ale existují rizikové faktory, jako valgoznější úhel v KOK, vliv hormonálních změn v menopauze na větší laxicitu vaziva nebo odlišná frekvence chůze. Kolenní kloub má tři oblasti, na které působí značné síly při zatěžování. Patellofemorální skloubení, mediální a laterální tibiofemorální kompartment. Pavelka a Rovenský (2003) se zmiňují že, postižení patellofemorálního kompartmentu kolenního kloubu je signifikantně spojeno s rodinným výskytem a s přítomností nodálních změn na kloubech ruky. Tibiofemorální změny jsou spojeny s výskytem obezity a Hunter a Pollo (2006) poukazují na častější postižení mediálního kompartmentu (75 %) než laterálního (24 %). Pravděpodobně v důsledku většího zatížení při chůzi. Mediální kompartment absorbuje 60 – 70 % váhy těla přenášené přes koleno. Při stojné fázi působí na kloub kromě kompresní síly váhy těla i addukční moment ( je dán osou – spojnice středu hlavice kyčelního kloubu a středu hlezenního kloubu), který posouvá svůj vektor působení ze středu KOK více mediálně a tlak je vyšší na mediální kompartment (Hunter & Pollo, 2006; Wiedow, 2006; Andriacchi in Kirtley, 2006). Ještě větší variabilita úhlu stehenní kosti a lýtkové přispívá k změně zatěžování styčných ploch KOK. Existují dvě základní deformity KOK ve frontální rovině, které s tím souvisejí: . Genua vara – „O“ Fyziologický abdukční úhel je větší, asi 180 - 185°, osa zatížení se posouvá směrem mediálně, zvětší se tak addukční moment působící na KOK a dochází k přetěžování mediálního kompartmentu. . Genua valga – „X“ Tibiofemorální úhel je menší, tzn. 160 - 165°, nosná osa je posunuta laterálně od centra KOK a vychýlený abdukční moment zvyšuje působení reakční síly podložky na laterální kompartment. Valgózní i varózní chybné postavení zvyšuje riziko předčasného vzniku a progresi OA mediálního a laterálního kompartmentu KOK (Hunter & Pollo, 2006; Teichtahl, Wluka, & Cicuttini, 2003; Kapandji, 1987). 4.2 Etiologie Rozvoj OA zahrnuje celou řadu okolností, má multifaktoriální etiopatogenezi. Označuje spektrum heterogenních onemocnění, která nemají přesnou korelaci mezi klinickými, patologickými a rentgenologickými projevy (Trnavský, 2002). Pro lepší komunikaci mezi lékaři a srozumitelnější výklad pacientům je OA rozdělena: . dle lokalizace chorobného procesu na: o OA kyčelního kloubu (koxartrózu) o kolenního kloubu (gonartrózu) o polyartrózu drobných kloubů ruky a kořenového kloubu palce (rhizartrózu) o méně často je postižen ramenní kloub (omartróza) a hlezno (Hnízdil et al., 2007, Trnavský, 2002). . Dle vyvolávající příčiny na: o OA primární (idiopatickou), kdy příčinu většinou nelze stanovit. Může jít o následek jednorázového nebo opakovaného přetížení, poruchu metabolismu chondrocytů nebo narušení homeostázy subchondrální kosti o OA sekundární, která se vyvíjí z preartrotického stavu a jehož vyvolávající příčiny jsou . Vrozené vady: vývojový kyčelní a femoropatelární dysplázie . Získaná onemocnění: m. Perthes, avaskulární a disekující osteochondrózy, meniskopatie, poruchy osy dolních končetin . Poúrazové stavy: nitrokloubní zlomeniny, luxace kloubu, instability . Poškození autoimunitním zánětlivým procesem: artritidy . Metabolické artropatie: dna, chondrokalcinóza . Endokrinologické artropatie: diabetes mellitus, hypotyreóza, hypertyreóza, hemofilie (Alušík, 2002; Gallo et al., 2007; Koudela et al., 2003, Kirtley, 2006; Trnavský, 2002). 4.3 Rizikové faktory vzniku OA Z literatury vyplývá, že závažnost degenerativních změn je často větší, než by odpovídalo věku postižených a jejich rozvoj ještě urychluje špatný životní styl, psychický stres nebo nedostatek vhodného pohybu. Jedním z nejrizikovějších faktorů vzniku OA je věk a pohlaví. Do padesátého roku věku je prevalence OA mezi pohlavími vyšší ve prospěch mužů. Později jsou častěji postiženy ženy, a to OA drobných kloubů ruky, kotníků a kolem, zatímco coxartrózou trpí častěji muži. Z průzkumů je patrné, že se výskyt OA se mezi 30 - 65 rokem věku zvyšuje 2 – 10 krát (Felson et al., 2000). Hraje zde zásadní vliv postmenopauzální změna hladiny estrogenu. Studie nasvědčují tomu, že existuje inverzní vztah mezi osteoartrózou a osteoporózou. Vysoká kostní denzita je spojena se zvýšeným výskytem OA kyčelního, kolenního kloubu a drobných kloubů ruky. Ve studii Nevitt et al. (1995) je vyhodnoceno, že výskyt osteoporotických zlomenin kyčlí je o 8 – 12 % vyšší u žen s diagnostikovanou OA než u žen bez ní. Chybný životní styl, nadváha a nedostatek pohybu mají v západních zemích charakter epidemie. V jejich souvislostech je OA zejména nosných kloubů spjata s obézními pacienty. Je prokázáno, že ztráta váhy o 11 liber sníží riziko vzniku OA až o 50% (Felson et al., 2004; Garstang & Stitik, 2006). Na straně druhé i nadměrná a jednostranně vedená pohybová aktivita (např. u výkonnostních sportovců) zatěžuje klouby srovnatelně s těžkou prací (v kleku či podřepu) a přispívá taktéž k rozvoji OA (Hnízdil et al., 2007; Felson et al., 2000). Klußmann et al. (2008) poukazují na těsnou korelaci zaměstnání a individuálních faktorů při rozvoji OA ve stupni artrotických změn a lokalitě výskytu. U některých typů OA, zejména u postižení drobných kloubů ruky, mohou hrát významnou roli genetické faktory, poruchy inervace kloubů tykající se osob s diabetes mellitus, těžkými neuritidami, roztroušenou sklerózou mozkomíšní nebo syringomyelií. Existuje souvislost s deficitem propriocepce výpadkem ochranných tlumivých reflexů na svalové skupiny a sníženým vnímáním bolesti. Následky kloubních poranění, jako jsou zlomeniny kloubních ploch, léze menisků a vazů, předcházejí taktéž ve vysokém procentu k rozvoji OA. Ať už vrozenou nebo poúrazovou deformitou kloubů, může dojít k destabilizaci kloubu či změně jeho osy. Varózní postavení kolen vede při chůzi k přetěžování mediální strany KOK a k rozvoji artrózy mediálního kompartmentu. Valgózní zakřivení dolních končetin více přetěžuje laterální femorotibiální skloubení a vede k artróze laterálního kompartmentu. Za další rizikové faktory považujeme nutriční deficit některých látek (vitaminu D), prodělaná onemocnění kloubů (revmatoidní artritida, m. Perthes), svalovou slabost a hypermobilitu nebo etnikum (Garstang & Stitik, 2006; Hunter & Pollo, 2006; Gallo et al., 2006; Felson et al., 2000; Cote, 2001). 4.4 Klasifikace OA dle RTG Ačkoli je rentgenové hodnocení stupně OA často kritizované, nejčastěji používané dělení je podle Kellergena-Lawrence z roku 1957: Pro gonartrózy: Stádium I: subchondrální skleróza, přihrocené interkondylické eminence, drobné okrajové osteofyty Stádium II: malé zúžení kloubní štěrbiny, oploštění kondylu femuru, okrajové osteofyty Stádium III: jasné zúžení kloubní štěrbiny, tvorba pseudocyst, výrazné osteofyty, deformity Stádium IV: výrazné zúžení až vymizení kloubní štěrbiny, ložiskové kostní nekrózy (Dungl, 2005). Na rentgenovém snímku dochází k postupnému zužování kloubní štěrbiny, postupně k tvorbě okrajových osteofytů, k subchondrální skleróze a u některých kloubů (kolenní a kyčelní) k tvorbě pseudocyst, v pozdějších stádiích se může rozvinout nekróza a v závěru až ankylóza. Diskrepance mezi pohybovými potížemi pacienta a intenzitou bolesti nemusí odpovídat stupni degenerativního postižení kloubu zjištěného z RTG. To může být způsobeno individuálními rozdíly v prahu vnímání bolesti, rozdíly v pohyblivosti kloubu a velikostí zatěžování kloubu. Díky kompenzačním mechanismům mohou být ve vyšších stádiích subjektivní potíže menší než na začátku (Dungl 2005; Kříž, Čelko, & Buran, 2002; Válková & Špringrová, 2004). V průběhu onemocnění někdy dochází k záchvatovitému zhoršení stavu, často bez zjevné příčiny, posléze pak ke spontánnímu zlepšení. Rozlišujeme tedy dvě stádia onemocnění: stádium kompenzace (němé, latentní) a stádium dekompenzace (aktivované) spojené se zánětem nitrokloubní tkáně. Příznakem zánětu je výpotek - synovitis a často jsou přítomné noční, klidové bolesti, tepavého charakteru. Tato dvě stádia se střídají (Trnavský et al., 2002; Gallo et al, 2007). 4.5 Klinický obraz 4.5.1 Bolest Nejvíce omezujícím příznakem a nejdůležitějším příznakem počínající artrózy bývá bolest. Rozlišujeme několik typů bolesti. U vláhonosných kloubů se jedná o bolest po dlouhodobé námaze (stání nebo chůze v náročném terénu), která se snižuje v klidu nebo při odlehčení. S touto tzv. únavovou bolestí se setkává většina pacientů (Matějíčková & Králová, 1985; Trnavský, 2002). Potíže bývají zejména ráno nebo po dlouhém sezení, říká se jim tzv. startovací bolesti a jsou spojené s pocitem ztuhlosti. Klidovou bolest udává téměř 50% pacientů a navíc 30% pacientů popisuje noční bolesti vyskytující se ve vyšších stádiích OA. TA negativně ovlivňuje jak spánek, tak psychiku postižených (Trnavský, 2002). Samotná chrupavka není inervovaná, bolest vzniká z jiných kloubních tkání. Osteofyty, destrukce a instabilita kloubu vedou k abnormálnímu tlaku na inervované tkáně, jako jsou periost kosti, ligamenta nebo kloubní pouzdro. Bolest může také vyvolat tlak ze zvýšeného množství nitrokloubní tekutiny nebo přítomnost synovitidy (Trnavský, 2002, Čelko, Kříž, & Buran, 2000, Dieppe & Lohmander 2005). U gonartróz začínají destruktivní procesy na interkondylárních eminencích a postupují dále na mediální nebo laterální femorotibiální kloubní plochu nebo na femoropatelární (FPS) skloubení izolovaně. Při postižení FPS je bolest lokalizována vpředu a může vyzařovat mimo koleno při dřepu, kleku a zejména bolestivá je chůze ze schodů spíše než nahoru (Doherty & Doherty, 2000; Dungl, 2005). 4.5.2 Omezení rozsahu pohybu V důsledku destrukcí kloubních ploch a vzniklých osteofytů dochází v pozdějším stádiu OA KOK k omezení rozsahu pohybu (range of motion – ROM). Dotažení do krajní polohy bývá bolestivé a mohou se objevit reflexní kontraktury, které vedou k omezení pohybových schopností nemocného (Matějíčková & Králová, 1985; Trnavský, 2002). 4.5.3 Svalová slabost a nestabilita U osob s radiograficky diagnostikovanou OA nosných kloubů současně zaznamenáváme snížení svalové síly dolních končetin, zejména m. quadriceps femoris, zejména m. vagus medialis. Oslabení svalu je přičítáno atrofii v důsledku bolesti a změněné biomechaniky kloubu, což vede k pocitům nejistoty a nestability v kloubu. Svalová slabost extenzorů kolena vede k svalovým disbalancím a změnám pohybových stereotypů, které ještě více přenášejí zatížení na styčné plochy kolena (Trnavsky, 2002; Gallo et al, 2007; Salaj, 2001; Felson et al, 2000; Garstang & Stitik, 2006). 4.5.4 Drásoty a změny konfigurace Krepitace jsou slyšitelné a palpovatelné destruktivní tměny kloubní chrupavky. Známkou synovitidy je měkké kloubní zduření a palpační citlivost kloubu. Progresí onemocnění se objeví deformace - kloub ztrácí svůj ušlechtilý tvar. Dochází k změnám os kloubu (kloubní deformita) nejčastěji ve frontální rovině - valgózní a varózní postavení kolenního kloubu (Trnavský, 2002; Gallo et al., 2007). 4.5.5 Funkční poruchy a omezení ADL – aktivity daily living Stupeň funkčního omezení osob s OA je různý. Bolestivost kloubu, omezení ROM, změny konfigurace a svalové oslabení se podílí na narušení stereotypu chůze. Například omezením pohybu kolena pro bolest, dojde k změně řízení pohybu z centra na periferii. To má za úkol danou bolest vyloučit, za předpokladu přepracování celého pohybového programu, zejména stoje a chůze. Zvětší se zatěžování druhostranné končetiny především v kyčelním kloubu a může dojít k řetězení do vzdálenějších struktur (Salaj, 2001). Výsledkem všech těchto faktorů je postupné omezení některých ADL. Při OA kolena je obtížná chůze ze/do schodů, používání veřejných dopravních prostředků, vykonávání denní hygieny (např: výstup z vany), navlékaní ponožek a bot a také ušlá vzdálenost (Trnavský, 2002; Olejárová, Šléglová, Dušek, Vencovský & Pavelka, 2005). 5 Elektromyografie 5.1 Definice elektromyografie Konrad (2005, 4) definuje elektromyografii (EMG) jako: „Elektromyografie je výzkumná a diagnostická metoda zabývající se sběrem, zápisem a analýzou myoelektrického signálu.“ EMG patří mezi elektrofyziologické techniky, které zachycují myoelektrický signál vytvořený změnou napětí (potenciálu) na membráně svalových vláken. Elektrická aktivita se šíří z nervu, který sval řídí (Dufek, 1995). Pomáhá tedy k hodnocení funkčního stavu motorického systému (Keller, 1998). Snímané signály zachytí elektromyograf a graficky je zaznamená ve formě tzv. elektromyogramu. Akční potenciál ze svalu je snímán povrchovými nebo jehlovými elektrodami-snímacím zařízením. Dále je signál zesílen, zpracován v registračním zařízení a stimulátoru (Dufek, 1995). 5.2 Elektrofyziologické základy elektromyografie Membrána svalových a nervových buněk je semipermeabilní - polopropustná. Pro dosažení elektroneutrality se na obou stranách membrány vyrovnávají hladiny K+, Cl- iontů a Na+ ionty zůstávají vně buňky, vzniká koncentrační gradient Na+ iontů. Klidový membránový potenciál se dle typu buněk liší a pohybuje se od -30 mV do -90 mV. Přestoupí- li elektrický signál z nervového vlákna přes nervosvalovou ploténku, buněčná membrána přechodně změní svojí polaritu a vzniká akční potenciál (AP). Otevírají se rychlé Na+ kanály pro vnik iontů do buňky a obrací se membránový potenciál ve prospěch „pozitivity“ uvnitř buňky a AP nepostupně šíří dál. Vedení vzruchu podléhá zákonu „vše nebo nic“, což znamená, že místní podráždění dosáhne vzruchové hodnoty – depolarizace nebo je na vlákno přivedeno více podprahových impulzů, které sumací také vyvolají AP (Rokyta et al., 2000; Dufek, 1995; Konrad, 2005). Povrchová elektromyografie snímá AP svalové tkáně přes okolní tukovou tkáň a kůži. Elektrický signál snímaný elektrodou v blízkosti kontrahovaných svalových vláken je výsledkem sumace (náboru) AP motorických jednotek těchto vláken. Motorická jednotka dále od elektrody má menší sumační akční potenciál, než jednotka bližší elektrodě (Winter, 1990). 5.3 Povrchová elektromyografie (surface electromyography – SEMG) SEGM umožňuje pomocí povrchových elektrod umístěných na kůži nad svalovým bříškem (nejčastěji v okolí motorického bodu) detekovat aktivitu svalových jednotek povrchově uložených svalů. (Latash, 2008). V jednom okamžiku lze sledovat více svalů najednou ve statických i dynamických situacích a hodnotit ukazatele zahájení svalové aktivace, silové přírůstky vyvolané jednotlivými svaly nebo naopak ukazatele únavových procesů či vzájemné časové vztahy (timing) v zapojení jednotlivých svalů (De Luca, 1997). Pro svoje relativně jednoduché použití a neinvazivnost je SEMG stanovena jako hodnotící nástroj v oblasti fyziologického, biomechanického a kineziologického výzkumu. Je však kladen důraz na respektování technických požadavků v oblasti detekce a zpracování signálu, jinak může dojít k zjednodušení výkladu a nesprávným výsledkům (Konrad, 2005). Kvalita EMG záznamu závisí na přípravě plochy pro umístění elektrod (kůži), na jejich připevnění a umístění samém a také může být biosignál zkreslen jiným zdrojem elektrického signálu jako je napájení laboratoře, radiosignál, nebo silný elektromagnet přítomný v blízkosti vyšetřovací místnosti (Enoka,1994; Keller 1999). Široké uplatnění udává Konrad (2005) a Soderberg (1997) v oblasti: a) rehabilitace a sportu k diagnostice a terapii neuromuskulárního aparátu (vizualizace nebo převedení EMG signálu do zvukové formy v rámci biofeedbacku) b) neurologie, ortopedie, chirurgie k před a pooperační hodnocení svalové funkce pro facilitaci, v oblasti ortetiky k využití akčních potenciálů snímaných ze svalů pro myoelektrické řízení protéz c) biomechaniky, ergonomii k kinesiologické studie a výzkum pohybu člověka a dalších oborech 5.4 Možnosti snímání elektrického signálu SEMG Měření rozdílu elektrického potenciálu mezi dvěma místy během svalové aktivace je realizováno pomocí elektrod. Elektrody mohou byt umístěny v monopolárně nebo bipolárně. Monopolární uložení znamená, že jedna elektroda je přímo nad svalem a druhá, referenční je v elektricky málo aktivní oblasti (např: nad kostní prominencí). Použiti bipolárních elektrod je častější. Doporučená vzdálenost aktivních elektrod je dle De Luci (2003) 1 cm. Třetí snímač je na elektricky neutrálním místě. Snímaný signál má nízkou amplitudu, a proto musí být zesílen 1 000x až 1 000 000x v zesilovači. Výsledný elektromyografický záznam má podobu interferenčního vzorce vniklý interferencí (signálu) v prostorovém vodiči. Elektromyografický signál má tvar vln a pomocí filtrace ho lze zobrazit ve frekvenčním okně (Rodová, Mayer, & Janura, 2001). Maximální výskyt signálu získaného ze svalů pomocí SEMG se nachází ve frekvenčním pásmu 50-150 Hz (De Luca, 2002). A následně je profil elektrického signálu v procesoru zpracován a přepsán jako elektromyogram-podoba EMG křivky na obrazovce (Dufek, 1995; Konrad, 2005). Důležitá je příprava na měření; očištění pokožky a uložení elektrod. Zbavení kůže chlupů, hrubé očištění a následné odmaštění alkoholem zajistí stabilní kontakt elektrod s pokožkou a nízký kožní odpor (moderní EMG zesilovače jsou uzpůsobeny kožnímu odporu mezi 5 až 50 k.) (Konrad, 2005). Při častějším užití bipolární techniky je umístění dvou elektrod nad svalové bříško (nejlépe mezi motorický bod a šlachu svalu) s detekčním povrchem orientovaným kolmo na průběh svalových vláken. Referenční elektroda leží na elektricky neutrálním místě (Rodová et al., 2001). Vzdálenost dvou snímacích elektrod od sebe 10 mm je dle De Luci (1997) dostatečná, aby nedošlo k elektrickým zkratům v případě pocení a podobně. A je nezbytné, aby referenční elektrody měly dobrý kontakt s kůží, z toho důvodu by měly být velké 2 x 2 cm. Pokud je nutné umístit elektrody menší, musí být materiál silně vodivý a přilnavý, aby zajistil dobrou mechanickou stabilitu (De Luca, 1997). 5.4.1 Footswitch K určení vztahu mezi EMG snímáním aktivace svalů během krokového cyklu slouží zařízení footswitch (zjišťuje např. aktivitu svalů ve fázi heel contact a toe off). Malé ploché snímače (elektrody) se umísťují na chodidlo pod I. a V. metatarz a na oblast paty. Zařízení je propojeno přímo na testující osobě s EMG aparátem, a tedy jejich vzájemné výstupní hodnoty lze zaznamenat pro pozdější zpracování (Kirtley, 2006; Konrad, 2005). 5.5 Faktory ovlivňující EMG signál De Luca (1997) rozděluje faktory ovlivňující elektromyografický signál jako vnitřní, mezi které patří typ a průměr svalových vláken, počet zapojených motorických jednotek, množství tkáně mezi elektrodou a snímaným svalem, vlastnosti tkáně pod elektrodou a umístění aktivních vláken uvnitř svalu. Také Konrad (2005) popisuje odchylky EMG signálu charakterem tkáně pod elektrodou. Lidské tělo je dobrý vodič, avšak její vodivost se liší dle typu tkáně, její tloušťky, fyziologickými změnami a teplotou. Tyto podmínky se mohou lišit jedinec od jedince a dokonce v rámci jedné osoby. Výrazně se tím ovlivní parametry signálu a kvantitativní srovnání EMG amlitudy. Při větším počtu zapojených motorických jednotek mohou sousední svaly produkovat výraznou EMG aktivitu, která nedetekována povrchovou elektrodou. Tento jev je nazýván „Cross talk“ a nepřesahuje 10 – 15 % z celkového záznamu signálu. Zvláště je nutné dávat pozor při těsném uspořádání svalových skupin (např: svaly trupu a ramene), kdy cross talk může ovlivnit interpretaci EMG záznamu (Konrad, 2005). Jako vnější faktory mají největší vliv tvar, velikost a správné uložení elektrod. Elektrody musí být uloženy nad zdrojem signálu, to je nad střed svalového bříška, jinak může být EMG záznam zkreslen. Také zvuky z okolí, jiné zdroje elektrického signálu nebo zesilovače hrají důležitou roli pro kvalitu EMG signálu (Konrad, 2005). Enoka (1994) mezi vnější faktory zahrnuje také působení prostorové filtrace, ovlivněni signálu aktivitou svalů v bezprostřední blízkosti, superpozici a rychlost vedeni AP a vliv softwarove filtrace. Uvedené faktory ovlivňuji především amplitudu, tvar, velikost, trvaní, stabilitu náboru motorických jednotek a účast na sumaci a rychlost jejich pálení. 5.6 Zpracování a vyhodnocení EMG signálu Po zesílení signálu je dalším krokem jeho filtrace. Surový „raw“ záznam je při ní zbaven šumů a extrémních nereprodukovatelných hodnot amplitudy. Existují tzv. high pass filtry a low pass filtry, které se používají v šíři frekvenčního pásma EMG signálu daného svalu. Zkreslující informace jsou odfiltrovány a získaný EMG signál má maximální rozložení ve frekvenčním pásmu 20-150Hz podle různých svalů (Konrad, 2005; De Luca, 1997; Rodová, Mayer & Janura, 2001). Následuje rektifikace (matematická úprava) EMG signálu. Jedná se o převedení hodnot signálu nad a pod bazální linií do hodnot absolutních (Rodová, Mayer & Janura, 2001). Následně lze EMG signál vyhladit vytvořením obalové křivky pohybující se v rozmezí hodnost 20 až 100 ms. Takto upravený signál může být pro potřeby studie sledující aktivaci svalů dále kvantifikován pomocí dalších parametrů, jako jsou: vzdálenost maximálních vrcholů, průměrná amplituda, efektivní hodnota signálu a aj. (Rodová et al., 2001). Ukazatele EMG signálu: Mean – popisuje průměrnou hodnotu amplitudy (Konrad, 2005). Input – je hodnota odvozena z mean a vyjádřena v procentech. Je získána výběrem hodnot mean ze všech analyzovaných EMG kanálů a jejich součet je označen jako 100% EMG input. Hodnota input každého kanálu je pak procentuálním vyjádřením z celkových 100% EMG input (Konrad, 2005). Total power - celkový spektrální výkon EMG signálu a může být popsán frekvenční charakteristikou. Je graficky znázorněn grafem. Na ose x jsou vyneseny frekvenční komponenty (Hz) a na ose y je podíl druhé mocniny amplitudy EMG signálu a frekvence (V2/Hz) (Rodová, 2002 in Mazáková, 2011). V EMG signálu můžeme hodnotit především frekvenci a amplitudu. Se zvyšující se sílou kontrakce roste frekvence, lze ji tedy využít k hodnocení izometrické a izotonické kontrakce. Význam amplitudy, ale diskutabilní, jelikož záleží na mnoha faktorech, které nejsou dány aktivitou svalu (viz kap. 5.5) (http://biomech.ftvs.cuni.cz/pbpk/kompendium/biomechanika/experiment_metody_emg.php). 5.7 Sledování velikosti aktivace a timingu svalů Pro zjištění velikosti aktivace svalů se hodnotí zejména amlituda signálu, stejně jako tomu je v této studii. Velikost amlitudy ovlivňuje nejen množství zapojených motorických jednotek, ale také synchronizase pálení neuronů. Její kvantifikace může být ovlivněna celou řadou vnitřních (prostorová filtrace) a vnějších faktorů (velikost a uložení elektrod). EMG signál umožňuje zjistit, zda je sval aktivní či v inhibici, popřípadě zda je aktivní méně nebo v hypertonu. Lze sledovat i kontrakci volní, mimovolní nebo také vyvolanou elektrickou stimulací (Konrad, 2005). Se zvyšující se rychlostí kontrakce a velikostí síly se EMG signál zvyšuje. Tato změna signálu je pozorována ve smyslu facilitace, může však dojít v závislosti na patologických vlivech k inhibici a tedy k opačnému jevu, k redukci velikosti amplitudy (Rodová et al., 2001). 6 Cíle a vědecké otázky 6.1 Hlavní cíl Hlavním cílem této diplomové práce je porovnat aktivitu vybraných svalů při chůzi bez holí a severské chůzi u pacientů s osteoartrózou kolenního kloubu a zdravé populace: 1. Hodnotit míru aktivity svalů při spontánní rychlosti chůze bez holí a severské chůze u pacientů s osteoartrozou kolenního kloubu a u zdravých jedinců ve fázi heel contact. 2. Hodnotit míru aktivity svalů při rychlejší chůzi bez holí a rychlejší severské chůzi (104 kroků/min) u pacientů s osteoartrozou kolenního kloubu a u zdravých jedinců ve fázi heel contact. 3. Hodnotit míru aktivity svalů při spontánní rychlosti chůze bez holí a severské chůze u pacientů s osteoartrozou kolenního kloubu a u zdravých jedinců ve fázi toe off. 4. Hodnotit míru aktivity svalů při rychlejší chůzi bez holí a rychlejší severské chůzi (104 kroků/min) u pacientů s osteoartrózou kolenního kloubu a u zdravých jedinců ve fázi toe off. 6.2 Dílčí cíle 1. Zjistit aktivitu m. latissimus dorsi při severské chůzi spontánní rychlostí v porovnání s rychlostí vyšší (104 kroků/min). 6.3 Vědecké otázky VO 1: Je rozdíl v aktivitě svalů dle ukazatelů EMG (mean, input, total power) u zdravých jedinců při spontánní (přirozené) rychlosti chůze bez holí a severské chůze ve fázi heel contact? VO 2: Je rozdíl v aktivitě svalů dle ukazatelů EMG (mean, input, total power) u zdravých jedinců při rychlejší (104 kroků/min) chůzi bez holí a při severské chůzi ve fázi heel contact? VO 3: Je rozdíl v aktivitě svalů dle ukazatelů EMG (mean, input, total power) při spontánní (přirozené) rychlosti chůze bez holí a při severské chůzi u osob s osteoartrózou kolena ve fázi heel kontakt? VO 4: Je rozdíl v aktivitě svalů dle ukazatelů EMG (mean, input, total power) při rychlejší (104 kroků/min) chůzi bez holí a při severské chůzi u osob s osteoartrózou kolena ve fázi heel kontakt? VO 5: Je rozdíl v aktivitě svalů dle ukazatelů EMG (mean, input, total power) u zdravých jedinců při spontánní (přirozené) rychlosti chůze bez holí a při severské chůzi ve fázi toe off? VO 6: Je rozdíl v aktivitě svalů dle ukazatelů EMG (mean, input, total power) u zdravých jedinců při rychlejší (104 kroků/min) chůzi bez holí a při severské chůzi ve fázi toe off? VO 7: Je rozdíl v aktivitě svalů dle ukazatelů EMG (mean, input, total power) při spontánní (přirozené) rychlosti chůze bez holí a při severské chůzi u osob s osteoartrózou kolena ve fázi toe off? VO 8: Je rozdíl v aktivitě svalů dle ukazatelů EMG (mean, input, total power) při rychlejší (104 kroků/min) chůzi bez holí a při severské chůzi u osob s osteoartrózou kolena ve fázi toe off? 7 Metodika výzkumu 7.1 Charakteristika souboru 7.1.1 Výzkumný soubor Měření bylo provedeno u 11 probandů (7 žen a 4 muži) s jednostrannou gonartrozou stupně 3 dle Kellgren–Lawrencovy klasifikace. Měření proběhlo v období od září do prosince 2010 v Lázních Slatinice a dvě pacientky byly v péči RRR centra UP v Olomouci, kde proběhlo také jejich měření. Průměrný věk pacientů byl 62 (49 – 79) let. Všichni byli informováni a seznámeni s průběhem měření a jeho významem a svým podpisem informovaného souhlasu (Příloha 1) souhlasili s použitím získaných dat pro vědecké účely. 7.1.2 Kontrolní skupina Kontrolní skupinou byla část zdravé populace, studenti Univerzity Palackého v Olomouci. Počet probandů byl 15 (11 žen a 4 muži) a jejich průměrný věk činil 25 (20 - 26) let. V anamnéze nebyly žádné vážné úrazy či operace. Všichni byli taktéž předem seznámeni s průběhem měření a souhlasili s použitím získaných dat pro výzkumné účely. 7.1.3 Technické vybavení pro měření Elektromyografická aktivita byla snímána přístrojem NAROXON – MYOSYSTEM 1400A, k tomu určenému. Záznam byl zpracován a vyhodnocen programem MyoResearch XP Master Version1.02.05. Signál byl snímám bipolární technikou osmi svody s frekvencí 1000 Hz. Prvních sedm svodů snímalo aktivitu svalů, zemnící elektroda byla součástí prvního a byla umístěna na tuberositas tibie. Osmý svod sloužil jako senzor footswitch, pro zjištění krokového cyklu. Odpor EMG přístroje byl > 10M.. Byly použity jednorázové samolepící elektrody firmy Kendall o velikosti 24 mm. 7.2 Postup měření 7.2.1 Vyšetření Obě skupiny probandů se podrobily anamnestickému vyšetření (Příloha 2), kineziologickému rozboru (Příloha 3), byla provedena zkouška dvou vah. Dle Jandova svalového testu byla vyšetřena svalová síla, zkrácené svaly, délky a obvody dolních končetin a provedeno goniometrické měření. Vyšetření bylo doplněno dotazníkem bolesti (Příloha 4), WOMAC škálou (Příloha 5) a byla zjišťována preference dolní končetiny (Příloha 6) u obou skupin. 7.2.2 Měření svalové aktivity Měření probíhalo v prostorách UP v Olomouci - v laboratoři a asi na 10 m dlouhé chodbě a v tělocvičně Lázně Slatinice. Prostory byly přiměřeně osvětlené a vytopené. Probandi byli vyšetřeni a měřeni ve spodním prádle a bez obuvi. Elektromyografická aktivita byla snímána u zdravých jedinců z preferované dolní končetiny a u osob s OA z končetiny postižené. Vybrané svaly pro snímání byly: m. tibialis anterior, m. gastrocnemius medialis, m. vastus medialis, m. vastus lateralis, m. biceps femoris, m. gluteus maximus a m. latissimus dorsi . Na chodidlo pod patu, I. a V. metatarz byly připevněny elektrody footswitche. Umístění elektrod se shodovalo s popisem dle De Luci (1997); ve střední linii svalu, v místě největšího bříška svalu, kolmo na průběh svalových vláken, v rozmezí 1 cm od sebe. Referenční elektroda byla umístěna na tuberositas tibie z prvního svodu. Před přilepením elektrod byla kůže omyta vodou pro snadnější přilepení elektrod a přenos signálu. Probandům byl vysvětlen průběh měření a technika severské chůze a mohli si ji vyzkoušet ještě před nalepením elektrod. Délka holí byla stanovena dle užívaného koeficientu 68 % tělesné výšky, což odpovídalo pozici paží v 90° flexi minus 5 cm při holích spuštěných vedle těla kolmo k zemi. Proběhlo celkem šest měření pro každý typ chůze – s holemi a bez holí. Tři měření spontánní rychlostí chůze a tři rychlostí 104 kroků/min dle rytmu metronomu. První dvě měření byla cvičná a z třetího byl použit záznam pro hodnocení SEMG. Ušlá vzdálenost odpovídala cca šesti metrům. Probandi začínali z klidného stoje, na hlasový pokyn ušli danou vzdálenost a končili opět v klidném stoji. Během rychlejší chůze se řídili údery metronomu. 7.2.3 Zpracování a vyhodnocení EMG signálu Elektrická aktivita z vybraných svalů byla snímána povrchovou elektromyografií. Hrubý elektromyografický signál byl snímán přístrojem NORAXON – MYOSYSTEM 1400A a dále zpracován programem MyoResearch XP Protocol Version 1.03.05. Sedm svodů bylo použito pro svaly, osmý svod pro senzor – footswitch. 7.2.4 Statistické zpracování dat Ke statistickému zpracování dat byl použit software Statistika verze 8.0 od firmy StatSoft CR. Pro srovnání míry aktivace vybraných svalů při severské chůzi a chůzi bez holí v odlišných dvou fázích krokového cyklu a při dvou rychlostech chůze u kontrolní a výzkumné skupiny, byl použit znaménkový test. Hladina statistické významnosti byla stanovena na hodnotu p < 0,05. V některých případech nebylo dosaženo plného počtu platných, tj. v případě skupiny zdravých jedinců patnáct testovaných a v případě skupiny osob s gonartrózou deset testovaných jedinců, z důvodu vyřazení extremních hodnot během hodnocení EMG křivky pro určitý sval pro přesnější statistické zpracování výsledků. 8 Výsledky 8.1 Výsledky vztahující se k vědecké otázce č. 1 VO 1: Je rozdíl v aktivitě svalů dle ukazatelů EMG (mean, input, total power) u zdravých jedinců při spontánní (přirozené) rychlosti chůze bez holí a při severské chůzi ve fázi heel contact? Tabulka 1: Výsledky statistiky znaménkového testu pro zjištění rozdílů v aktivitě svalů (hodnocené dle ukazatelů EMG - mean, input, total power) u zdravých jedinců při spontánní (přirozené) rychlosti chůze bez holí a při severské chůzi ve fázi heel contact. Dvojice proměnných Vš. skupiny Znaménkový test Označené testy jsou významné na hladině p < 0,05000 Počet platných Z Hladina p heel input TA 15 1,54919 0,12134 Ga.Med 15 0,51640 0,60558 VM 15 1,03280 0,30170 VL 15 0,00000 1,00000 BF 15 0,51640 0,60558 Glut.max 15 0,00000 1,00000 mean TA 15 0,51640 0,60558 Ga.Med 15 0,51640 0,60558 VM 15 0,00000 1,00000 VL 14 1,87083 0,06137 BF 15 0,00000 1,00000 Glut.max 15 0,00000 1,00000 total power TA 15 1,03280 0,30170 Ga.Med 13 0,55470 0,57910 VM 15 0,00000 1,00000 VL 15 0,51640 0,60558 BF 15 0,00000 1,00000 Glut.max 13 0,00000 1,00000 Legenda k tabulce 1: TA – m. tibialis anterior VL – m. vastus lateralis Ga Med – m. gastrocnemius medialis BF – m. biceps femoris VM – m. vastus medialis Glut. Max – m. gluteus maximus Z – hodnota testovacího kriteria p – hladina statistické významnosti Na základě výsledků znaménkového testu nebyly zjištěny statisticky významné rozdíly v aktivitě svalů zjišťované pomocí ukazatelů EMG (mean, input, total power) u zdravých jedinců při spontánní (přirozené) rychlosti chůze bez holí a severské chůzi ve fázi heel contact. Odpověď na VO 1 je na základě výsledků statistiky ne, není rozdíl v aktivitě svalů. 8.2 Výsledky vztahující se k vědecké otázce č. 2 VO 2: Je rozdíl v aktivitě svalů dle ukazatelů EMG (mean, input, total power) u zdravých jedinců při rychlejší (104 kroků/min) chůzi bez holí a při severské chůzi ve fázi heel contact? Tabulka 2: Výsledky statistiky znaménkového testu pro zjištění rozdílů v aktivitě svalů (dle ukazatelů EMG - mean, input, total power) u zdravých jedinců při rychlejší (104 kroků/min) chůzi bez holí a severské chůzi ve fázi heel contact? Dvojice proměnných Vš. skupiny Znaménkový test Označené testy jsou významné na hladině p < 0,05000 Počet platných Z Hladina p Heel input TA 15 0,51640 0,60558 Ga.Med 15 2,06559 0,03887 VM 15 3,61478 0,00030 VL 15 2,06559 0,03887 BF 15 1,03280 0,30170 Glut.max 15 0,00000 1,00000 mean TA 15 1,54919 0,12134 Ga.Med 15 1,03280 0,30170 VM 15 0,51640 0,60558 VL 15 1,03280 0,30170 BF 15 0,00000 1,00000 Glut.max 15 0,00000 1,00000 total power TA 15 1,54900 0,12100 Ga.Med 14 0,80178 0,42268 VM 15 3,61478 0,00030 VL 14 1,33631 0,18145 BF 14 -0,26726 0,78927 Glut.max 14 -0,26726 0,78927 Legenda k tabulce 2: TA – m. tibialis anterior VL – m. vastus lateralis Ga Med – m. gastrocnemius medialis BF – m. biceps femoris VM – m. vastus medialis Glut. Max – m. gluteus maximus Z – hodnota testovacího kriteria p – hladina statistické významnosti Na základě výsledků znaménkového testu byly zjištěny statisticky významné rozdíly v aktivitě svalů zjišťované pomocí ukazatelů EMG (mean, input, total power) u zdravých jedinců při rychlejší (104 kroků/min) chůzi bez holí a severské chůzi ve fázi heel contact u musculus gastrocnemius medialis, musculus vastus medialis et lateralis v ukazateli input a u musculus vastus medialis dále také v ukazateli total power. U ostatních svalů nebyl zjištěn rozdíl v aktivitě při rychlejší bez holí a chůzi s holemi. Odpověď na VO 2 je na základě výsledků statistiky ano, je rozdíl v aktivitě svalů m. gastrocnemius medialis, m. vastus medialis et lateralis. 8.3 Výsledky vztahující se k vědecké otázce č. 3 VO 3: Je rozdíl v aktivitě svalů dle ukazatelů EMG (mean, input, total power) při spontánní (přirozené) rychlosti chůze bez holí a při severské chůzi u osob s osteoartrózou kolena ve fázi heel kontakt? Tabulka 3: Výsledky statistiky znaménkového testu pro zjištění rozdílů v aktivitě svalů (dle ukazatelů EMG - mean, input, total power) při spontánní (přirozené) rychlosti chůze bez holí a severské chůze u osob s osteoartrózou kolena ve fázi heel kontakt. Dvojice proměnných Vš. skupiny Znaménkový test Označené testy jsou významné na hladině p < 0,05000 Počet platných Z Hladina p heel input TA 10 2,21359 0,02686 Ga.Med 10 -0,31623 0,75183 VM 10 0,94868 0,34278 VL 10 0,31623 0,75183 BF 10 -0,31623 0,75183 Glut.max 10 -0,31623 0,75183 mean TA 10 0,31623 0,75183 Ga.Med 10 0,94868 0,34278 VM 10 1,58114 0,11385 VL 10 2,84605 0,00443 BF 10 0,31623 0,75183 Glut.max 10 1,58114 0,11385 total power TA 9 0,00000 1,00000 Ga.Med 9 0,66667 0,50499 VM 8 1,76777 0,07710 VL 10 0,94868 0,34278 BF 10 -0,31623 0,75183 Glut.max 10 1,58114 0,11385 Legenda k tabulce 3: TA – m. tibialis anterior VL – m. vastus lateralis Ga Med – m. gastrocnemius medialis BF – m. biceps femoris VM – m. vastus medialis Glut. Max – m. gluteus maximus Z – hodnota testovacího kriteria p – hladina statistické významnosti Na základě výsledků znaménkového testu byly zjištěny statisticky významné rozdíly v aktivitě svalů zjišťované pomocí ukazatelů EMG (mean, input, total power) při spontánní (přirozené) rychlosti chůze bez holí a severské chůze u osob s osteoartrózou kolena ve fázi heel kontakt u musculus tibialis anterior v ukazateli input, u musculus vastus lateralis v ukazateli mean a u musculus vastus medialis v ukazateli total power. U ostatních svalů nebyl zjištěn statisticky významný rozdíl v aktivitě při chůzi bez holí a severské chůzi u osob s osteoartrózou kolena. Odpověď na VO 3 je na základě výsledků statistiky ano, je rozdíl v aktivitě svalů m. tibialis anterior, m. vastus lateralit, m. vastus medialis. 8.4 Výsledky vztahující se k vědecké otázce č. 4 VO 4: Je rozdíl v aktivitě svalů dle ukazatelů EMG (mean, input, total power) při rychlejší (104 kroků/min) chůzi bez holí a při severské chůzi u osob s osteoartrózou kolena ve fázi heel kontakt? Tabulka 4: Výsledky statistiky znaménkového testu pro zjištění rozdílů v aktivitě svalů (dle ukazatelů EMG - mean, input, total power) při rychlejší (104 kroků/min) chůzi bez holí a severské chůzi u osob s osteoartrózou kolena ve fázi heel kontakt. Dvojice proměnných Vš. Skupiny Znaménkový test Označené testy jsou významné na hladině p < 0,05000 Počet platných Z Hladina p heel input TA 10 1,58114 0,11385 Ga.Med 10 -0,31623 0,75183 VM 10 2,84605 0,00443 VL 10 0,31623 0,75183 BF 10 -0,31623 0,75183 Glut.max 10 1,58114 0,11385 mean TA 10 1,58114 0,11385 Ga.Med 10 0,94868 0,34278 VM 10 0,31623 0,75183 VL 10 -0,31623 0,75183 BF 10 0,31623 0,75183 Glut.max 10 0,31623 0,75183 total power TA 7 1,54900 0,12100 Ga.Med 10 0,31623 0,75183 VM 9 2,00000 0,04550 VL 10 -0,31623 0,75183 BF 10 -0,31623 0,75183 Glut.max 10 0,31623 0,75183 Legenda k tabulce 4: TA – m. tibialis anterior VL – m. vastus lateralis Ga Med – m. gastrocnemius medialis BF – m. biceps femoris VM – m. vastus medialis Glut. Max – m. gluten maximus Z – hodnota testovacího kriteria p – hladina statistické významnosti Na základě výsledků ze znaménkového testu byly zjištěny statisticky významné rozdíly v aktivitě svalů zjišťované pomocí ukazatelů EMG (mean, input, total power) při rychlejší (104 kroků/min) chůzi bez holí a severské chůzi u osob s osteoartrózou kolena ve fázi heel kontakt pouze u musculus vastus medialis. Statisticky významný rozdíl v aktivitě svalu u m. vastus medialis byl zjistěn v ukazatelích input a total power. U ostatních svalů nebyl zjištěn rozdíl v aktivitě při rychlejší chůzi bez holí a severské chůzi u osob s osteoartrózou kolena ve fázi heel contact. Odpověď na VO 4 je na základě výsledků statistiky ano, je rozdíl v aktivitě svalu m. vastus medialis. 8.5 Výsledky vztahující se k vědecké otázce č. 5 VO 5: Je rozdíl v aktivitě svalů dle ukazatelů EMG (mean, input, total power) u zdravých jedinců při spontánní (přirozené) rychlosti chůze bez holí a při severské chůzi ve fázi toe off? Tabulka 5: Výsledky statistiky znaménkového testu pro zjištění rozdílů v aktivitě svalů (dle ukazatelů EMG - mean, input, total power) u zdravých jedinců při spontánní (přirozené) rychlosti chůze bez holí a severské chůze ve fázi toe off. Dvojice proměnných Vš. Skupiny Znaménkový test Označené testy jsou významné na hladině p < 0,05000 Počet platných Z Hladina p heel input TA 15 2,06559 0,03887 Ga.Med 15 0,51640 0,60558 VM 15 0,51640 0,60558 VL 15 1,03280 0,30170 BF 15 1,03280 0,30170 Glut.max 15 0,51640 0,60558 mean TA 15 0,51640 0,60558 Ga.Med 15 0,00000 1,00000 VM 15 0,00000 1,00000 VL 15 0,00000 1,00000 BF 15 0,00000 1,00000 Glut.max 15 0,00000 1,00000 total power TA 15 0,51640 0,60558 Ga.Med 15 0,00000 1,00000 VM 15 0,00000 1,00000 VL 15 0,00000 1,00000 BF 15 0,00000 1,00000 Glut.max 15 0,00000 1,00000 Legenda k tabulce 5: TA – m. tibialis anterior VL – m. vastus lateralis Ga Med – m. gastrocnemius medialis BF – m. biceps femoris VM – m. vastus medialis Glut. Max – m. gluteus maximus Z – hodnota testovacího kriteria p – hladina statistické významnosti Na základě výsledků znaménkového testu byly zjištěny statisticky významné rozdíly v aktivitě svalů zjišťované pomocí ukazatelů EMG (mean, input, total power) u zdravých jedinců při spontánní (přirozené) rychlosti chůze bez holí a severské chůze ve fázi toe off pouze u musculus tibialis anterior a to v ukazateli input. U ostatních svalů nebyl zjištěn statisticky významný rozdíl v aktivitě mezi chůzí bez holí a severské chůzi. Odpověď na VO 5 je na základě výsledků statistiky ano, je rozdíl v aktivitě svalu m. tibialis anterior. 8.6 Výsledky vztahující se k vědecké otázce č. 6 VO 6: Je rozdíl v aktivitě svalů dle ukazatelů EMG (mean, input, total power) u zdravých jedinců při rychlejší (104 kroků/min) chůzi bez holí a při severské chůzi ve fázi toe off? Tabulka 6: Výsledky statistiky znaménkového testu pro zjištění rozdílů v aktivitě svalů (dle ukazatelů EMG - mean, input, total power) u zdravých jedinců při rychlejší (104 kroků/min) chůzi bez holí a severské chůzi ve fázi toe off. Dvojice proměnných Vš. skupiny Znaménkový test Označené testy jsou významné na hladině p < 0,05000 Počet platných Z Hladina p heel input TA 15 2,58199 0,00982 Ga.Med 15 0,51640 0,60558 VM 15 1,03280 0,30170 VL 15 1,03280 0,30170 BF 15 2,06559 0,03887 Glut.max 15 1,03280 0,30170 mean TA 15 0,00000 1,00000 Ga.Med 15 0,51640 0,60558 VM 15 0,51640 0,60558 VL 15 1,03280 0,30170 BF 15 0,51640 0,60558 Glut.max 15 0,00000 1,00000 total power TA 15 0,00000 1,00000 Ga.Med 15 0,51640 0,60558 VM 15 1,03280 0,30170 VL 14 0,80178 0,42268 BF 15 0,51640 0,60558 Glut.max 14 0,26726 0,78927 Legenda k tabulce 6: TA – m. tibialis anterior VL – m. vastus lateralis Ga Med – m. gastrocnemius medialis BF – m. biceps femoris VM – m. vastus medialis Glut. Max – m. gluteus maximus Z – hodnota testovacího kriteria p – hladina statistické významnosti Na základě výsledků znaménkového testu byly zjištěny statisticky významné rozdíly v aktivitě svalů zjišťované pomocí ukazatelů EMG (mean, input, total power) u zdravých jedinců při rychlejší (104 kroků/min) chůzi bez holí a severské chůzi ve fázi toe off u svalů musculus tibialis anterior a musculus biceps femoris. Statisticky významný rozdíl v aktivitě abou svalů byl zjištěn v ukazateli input. U ostatních svalů nebyl zjištěn statisticky významný rozdíl v aktivitě mezi chůzí bez holí a severské chůzi. Odpověď na VO 6 je na základě výsledků statistiky ano, je rozdíl v aktivitě svalů m. tibialis anterior a m. biceps femoris. 8.7 Výsledky vztahující se k vědecké otázce č. 7 VO 7: Je rozdíl v aktivitě svalů dle ukazatelů EMG (mean, input, total power) při spontánní (přirozené) rychlosti chůze bez holí a při severské chůzi u osob s osteoartrózou kolena ve fázi toe off? Tabulka 7: Výsledky statistiky znaménkového testu pro zjištění rozdílů v aktivitě svalů (dle ukazatelů EMG - mean, input, total power) při spontánní (přirozené) rychlosti chůze bez holí a severské chůze u osob s osteoartrózou kolena ve fázi toe off. Dvojice proměnných Vš. Skupiny Znaménkový test Označené testy jsou významné na hladině p < 0,05000 Počet platných Z Hladina p heel input TA 10 0,94868 0,34278 Ga.Med 10 -0,31623 0,75183 VM 10 0,31623 0,75183 VL 10 0,94868 0,34278 BF 10 1,58114 0,11385 Glut.max 10 0,94868 0,34278 mean TA 10 -0,31623 0,75183 Ga.Med 10 -0,31623 0,75183 VM 10 0,31623 0,75183 VL 10 0,94868 0,34278 BF 10 0,94868 0,34278 Glut.max 10 1,58114 0,11385 total power TA 10 -0,31623 0,75183 Ga.Med 10 0,31623 0,75183 VM 10 0,31623 0,75183 VL 10 0,94868 0,34278 BF 10 -0,31623 0,75183 Glut.max 10 1,58114 0,11385 Legenda k tabulce 7: TA – m. tibialis anterior VL – m. vastus lateralis Ga Med – m. gastrocnemius medialis BF – m. biceps femoris VM – m. vastus medialis Glut. Max – m. gluteus maximus Z – hodnota testovacího kriteria p – hladina statistické významnosti Na základě výsledků znaménkového testu nebyly zjištěny statisticky významné rozdíly v aktivitě svalů zjišťované pomocí ukazatelů EMG (mean, input, total power) při spontánní (přirozené) rychlosti chůze bez holí a severské chůze u osob s osteoartrózou kolena ve fázi toe off. Odpověď na VO 7 je na základě výsledků statistiky ne, není rozdíl v aktivitě svalů. 8.8 Výsledky vztahující se k vědecké otázce č. 8 VO 8: Je rozdíl v aktivitě svalů dle ukazatelů EMG (mean, input, total power) při rychlejší (104 kroků/min) chůzi bez holí a při severské chůzi u osob s osteoartrózou kolena ve fázi toe off? Tabulka 8: Výsledky statistiky znaménkového testu pro zjištění rozdílů v aktivitě svalů (dle ukazatelů EMG - mean, input, total power) při rychlejší (104 kroků/min) chůzi bez holí a severské chůzi u osob s osteoartrózou kolena ve fázi toe off. Dvojice proměnných Vš. Skupiny Znaménkový test Označené testy jsou významné na hladině p < 0,05000 Počet platných Z Hladina p heel input TA 10 0,94868 0,34278 Ga.Med 10 0,94868 0,34278 VL 10 -0,31623 0,75183 VM 10 0,94868 0,34278 BF 10 1,58114 0,11385 Glut.max 10 0,94868 0,34278 mean TA 10 0,94868 0,34278 Ga.Med 10 0,31623 0,75183 VM 10 0,31623 0,75183 VL 10 0,94868 0,34278 BF 10 0,94868 0,34278 Glut.max 10 0,31623 0,75183 total power TA 7 0,00000 1,00000 Ga.Med 10 0,31623 0,75183 VM 9 0,00000 1,00000 VL 10 0,94868 0,34278 BF 10 0,94868 0,34278 Glut.max 10 0,31623 0,75183 Legenda k tabulce 8: TA – m. tibialis anterior VL – m. vastus lateralis Ga Med – m. gastrocnemius medialis BF – m. biceps femoris VM – m. vastus medialis Glut. Max – m. gluteus maximus Z – hodnota testovacího kriteria p – hladina statistické významnosti Na základě výsledků znaménkového testu nebyly zjištěny statisticky významné rozdíly v aktivitě svalů zjišťované pomocí ukazatelů EMG (mean, input, total power) při rychlejší (104 kroků/min) chůzi bez holí a severské chůzi u osob s osteoartrózou kolena ve fázi toe off. Odpověď na VO 8 je na základě výsledků statistiky ne, není rozdíl v aktivitě svalů. 8.9 Aktivita m. latissimus dorsi při severské chůzi spontánní rychlostí a rychlostí 104 kroků/min. Snímáním aktivity m. latissimus dorsi na homolaterální straně s dolní končetinou, na které jsou přilepeny elektrody EMG, byla snaha zjistit rozdíl jeho zapojení při severské chůzi u obou zkoumaných skupin a u všech probandů dohromady při spontánní rychlosti chůze v porovnání s rychlejší chůzí (104 kroků/min) podle metronomu. Tabulka 9: Výsledky statistiky znaménkového testu pro zjištění rozdílů v aktivitě m. latissimus dorsi (dle ukazatelů EMG - mean, input, total power) vzhledem k rozdílné rychlosti chůze (spontánní X rychlejší) u pacientů s osteoartrózou kolena, kontrolní skupinou a obou skupin společně ve fázi heel contact Vyš. skupiny Znaménkový test Označené testy jsou významné na hladině p < 0,05000 N platných Z Hladina p heel contact sk. 1 LD - input 15 0,51640 0,60558 LD - mean 15 0,00000 1,00000 LD - total power 15 -0,26726 0,78927 sk. 2 LD - input 10 1,58114 0,11385 LD - mean 10 1,58114 0,11385 LD - total power 10 1,58114 0,11385 všichni LD - input 25 1,60000 0,10960 LD - mean 25 0,80000 0,42371 LD - total power 25 1,02062 0,30743 Legenda k tabulce 9: LD – m. latissimus dorsi N platných – počet testovaných Z – hodnota testovacího kriteria p – hladina statistické významnosti sk. 1 – kontrolní skupina sk. 2 – výzkumná skupina s OA všichni – obě skupiny dohromady Tabulka 10: Výsledky statistiky znaménkového testu pro zjištění rozdílů v aktivitě m. latissimus dorsi (dle ukazatelů EMG - mean, input, total power) vzhledem k rozdílné rychlosti severské chůze (spontánní X rychlejší) u pacientů s osteoartrózou kolena, kontrolní skupinou a obou skupin společně ve fázi toe off Vyš. skupiny Znaménkový test Označené testy jsou významné na hladině p < 0,05000 N platných Z Hladina p toe off sk. 1 LD - input 15 0,00000 1,00000 LD - mean 15 0,51640 0,60558 LD - total power 15 0,51640 0,60558 sk. 2 LD - input 10 0,31623 0,75183 LD - mean 10 0,94868 0,34278 LD - total power 10 0,94868 0,34278 všichni LD - input 25 0,40000 0,68916 LD - mean 25 1,20000 0,23014 LD - total power 25 1,20000 0,23014 Legenda k tabulce 10: LD – m. latissimus dorsi N platných – počet testovaných Z – hodnota testovacího kriteria p – hladina statistické významnosti sk. 1 – kontrolní skupina sk. 2 – výzkumná skupina s OA všichni – obě skupiny dohromady Na základě výsledků znaménkového testu nebyly zjištěny statisticky významné rozdíly v aktivitě svalů zjišťované pomocí ukazatelů EMG (mean, input, total power) mezi dvěma rychlostmi severské chůze (spontánní a rychlejší – 104kroků/min) u kontrolní skupiny, u osob s osteoartrózou kolena a u obou skupin společně jak ve fázi heel contact, tak i ve fázi toe off. 9 Diskuze Severská chůze a její vliv na lidský organismus je stále diskutovaným tématem, kterým se zabývá mnoho autorů. Hartvigsen, Morso, Bendix, & Manniche (2010) se zabývají spojitostí mezi severskou chůzí a low back pain. Polští autoři Wilk et al. (2005) nebo Kocur (2009) dochází ve svých studiích k závěru, že severskou chůzi lze zařadit jako doplňkovou terapii kardiovaskulárních onemocnění. Oakley, Zwierska, Tew, Beard a Saxton (2008) došli k závěru, že pacienti trpící intermitentními klaudikacemi ujdou s použitím holí delší vzdálenost při stále stejně vnímaném vynaloženém úsilí, přičemž se zároveň sníží bolesti DKK. Další výzkumy se zabývají např. analýzou severské chůze pomocí silových plošin. Studií zabývajících se přímou souvislostí mezi svalovou aktivitou při severské chůzi je poměrně málo, a proto jsme se na tuto problematiku zaměřili v této práci. Předpokládali jsme změnu zapojení určitých svalových skupin snímaných pomocí povrchové EMG na dolních končetinách a trupu při severské chůzi a při běžné chůzi bez holí. Dále jsme předpokládali, že tato změna bude patrnější ve vyšší rychlosti chůze (námi určené na 104 kroků/min podle metronomu). Polyelektromyografická aktivita byla snímána na preferované dolní končetině u kontrolní skupiny a na končetině s gonartrózou u skupiny pacientů z následujících svalů: m. tibialis anterior (předpoklad vyšší aktivity při prodloužení kroku u severské chůze) a m. gastrocnemius medialis, dále m. vastus medialis et lateralis (předpoklad zapojení při odrazu a stabilizaci stojné nohy) a m. biceps femoris, m. gluteus maximus (předpoklad zapojení při odrazu) a m. latissimus dorsi pro jeho zapojení při odrazu horní končetiny v případě severské chůze. Naše výsledky jsou odlišné, než ve studiích, se kterými jsme je porovnávali. Ze zpracovaných dat jsme došli k závěru, že výrazné rozdíly ve změně aktivity svalů při severské chůzi a chůzi bez holí existují u stabilizátorů kolenního kloubu – m. vastus medialis et lateralis. Tyto svaly vykazovaly rozdílnou aktivitu u pacientů s gonartrózou při obou měřených rychlostech chůze a u kontrolní skupiny při rychlejší chůzi (104 kroků/min) ve fázi heel contact. Ve fázi toe off byly nalezeny rozdíly ve svalové aktivitě m. tibialis anterior u kontrolní skupiny při obou rychlostech chůze a m. biceps femoris při rychlejší chůzi. Podle Kračmara, Vystrčilové a Psotové (2006) je vhodný výběr svalů na dolní končetině a na protilehlé horní končetině, protože obě formy chůze jsou organizovány ve zkříženém řetězci a předpokládá se tedy zřetězení svalových funkcí. My jsme zvolili homolaterální m. latissimus dorsi z technických důvodů a také proto, že jsme hodnotili svalovou aktivitu ve fázi heel contact a toe off krokového cyklu, kdy horní končetina přechází z počáteční opory do odrazu. Podle Perry (1992) se při krokovém cyklu běžné bipedální chůze zdravého jedince zapojují ve fázi heel contact tyto svaly: m. tibialis anterior, m. gluteus maximus a hamstringy. V toe off fázi zásadně pracují plantární flexory hlezna jako přenašeči energie pro odlepení chodidla od podložky a m. gastrocnemius medialis et lateralis také jako flexor kolenního kloubu. V kyčelním kloubu je dokončena maximální extenze. Vzhledem k technice severské chůze, kdy podle Hansena et al. (2008) a Jöllenbecka et al. (2006) dochází k prodloužení a zvýšení kadence kroků, byly položeny vědecké otázky, zda dojde k zvýšení aktivity dorsi flexorů hlezenního kloubu - m. tibialis anterior, stabilizátorů kolenního kloubu - m. vastus medialis et lateralit a hemstringů, které zabraňují hyperextenzi kolena ve fázi heel kontact. V úvahu byla brána i změna aktivity stabilizátorů kyčelního kloubu, vzhledem k tomu, že jejich funkce je přebírána oporou horních končetin o hole. Tato vědecká otázka se v našem výzkumu u zdravých jedinců při spontánní rychlosti chůze nepotvrdila. Při rychlejší chůzi naši úvahu potvrdil pouze m. vastus medialis. Obdobná studie zabývající se svalovou aktivitou řetězce horní – dolní končetina při zapojení horní poloviny těla do pohybu pochází od Kračmara, Novotného, Mrůzkové, Dufkové & Suchého (2007), kteří se zabývali aktivitou svalů při in-line bruslení s využitím holí. Během in-line bruslení s odpichem obouruč o hole a bez odpichu však nedošlo ke statisticky významné změně aktivity m. rectus femoris jako stabilizátoru kolenního kloubu. Odůvodňujeme to odlišnou technikou daného pohybu, a tedy jejich výsledek je v rozporu s naším poznatkem. Odpich o hole jak při inline bruslení, tak při severské chůzi podpoří pohyb dolní končetiny do extenze. Díky pažím nehrozí podklouznutí a vytvoří se tak příznivé podmínky pro vyšší zapojení m. gluteus maximus. Kračmar et al. (2007) naměřili signifikantní zvýšení zapojení tohoto svalu, avšak v naší studii nebyly zjištěny statisticky významné rozdíly v aktivitě tohoto svalu ve fázi heel contact a ve fázi toe off ani při jedné z měřených rychlostí chůze. Naopak Kračmar, Vystrčilová a Psotová (2006), kteří se zabývali měřením aktivity svalů při chůzi bez holí a s holemi nacházeli snížení aktivity m. gluteus maximus při použití holí vždy při dokončení odrazu s vysvětlením, že část jeho lokomoční funkce přebírá kontralaterální m. latissimus dorsi. V našem výzkumu sledovaný m. latissimus dorsi na homolaterální straně s měřenou dolní končetinou se dle křivky EMG zapojil do lokomočního působení při chůzi s holemi, nevykázal však výraznou změnu aktivity zvýšením rychlosti chůze ani u jedné ze sledovaných skupin probandů. V tomto výzkumu jsme se nezabývali sledováním rozdílů jeho aktivity při chůzi bez holí a s holemi. Z rozdílů aktivity ostatních svalů (většinou m. vastus medialis et lateralis) lze říci, že prodloužením kroku při severské chůzi je nutná jejich zvýšená aktivita, spolu s antagonistickou skupinou svalů, pro udržení kolena v mírné flexi ve fázi heel contact a zabránění tak jeho hyperextenzi. Tyto závěry potvrzují úvahu, že u skupiny s gonartrózou je nutná zvýšená svalová aktivita pro dostatečnou stabilizaci kolenního kloubu při severské chůzi i chůzi bez holí. V návaznosti na to je tedy hlavním cílem rehabilitace i volnočasových aktivit těchto pacientů posílit m. quadriceps femoris a podpořit stabilizaci kolenního kloubu. Za zmínku stojí výsledky autorů Terry, Neptun & Sasaki (2003) a Otter et al. (2004), kteří zjišťovali vliv rychlosti normální chůze na svalovou aktivitu u zdravých jedinců pomocí EMG. Spontánní rychlost chůze individuálně aktivuje jednotlivé svaly v souhře tak, aby byly splněny požadavky pro převzetí hmotnosti, zpevnění dolní končetiny během jednooporové fáze a přes zhoupnutí se uskutečnil pohyb vpřed. Vyšší rychlost chůze je spojena s delší délkou kroků a většími vertikálními a horizontálními výchylkami těžiště, a tak je vyvolána i vyšší svalová aktivita. Ve studii Terry et al. (2003) chodilo deset probandů čtyřmi rychlostmi 0,7, 1,0, 1,3 a 1,6 m/sek a bylo zjištěno, že s rostoucí rychlostí stoupá lineárně i svalová aktivita. Dramatičtější nárůst vykazovaly svaly m. gluteus maximus, m. rectus femoris, m. biceps femoris a m. soleus při rychlostech 1,3 – 1,6 m/sek. Jedinými svaly, které nevykazovaly zvýšenou aktivity, byly m. soleus a m. gastrocnemius medialis při prvních dvou nižších rychlostech. To je zajímavé právě pro plnění jejich funkce – převzetí hmotnosti, počátečnímu zhoupnutí přes stojnou DK a pohyb vpřed během krokového cyklu. Při nejrychlejším typu chůze vyvinuly m. soleus, m. rectus femoris a m. vastus medialis sekundární výbuchy své aktivity v toe off fázi pravděpodobně proto, aby urychlily odlepení chodidla od podložky a pohyb kolena do extenze. Podle Kračmara et al. (2006) při severské chůzi také dochází k nepatrnému nárůstu aktivity lýtkového svalstva (m. gastrocnemius medialis) v toe off fázi, kdy dokončuje odraz končetiny od podložky. V naší studii ve vyšší rychlosti chůze s holemi a bez holí, kdy oba typy chůze podporují akceleraci pohybu a delší kroky, došlo pouze u m. vastus medialis k signifikantnímu zvýšení jeho aktivity, u dalších výše popisovaných svalů nikoli. Ani výsledky míry svalové aktivity při severské chůzi a chůzi bez holí u osob s osteoartrózou kolena nepotvrdily naše domněnky o změně aktivity svalů dolních končetin a m. latissimus dorsi při těchto dvou typech chůze. Ve fázi heel contct krokového cyklu byl zjištěn statisticky významný rozdíl v aktivitě m. vastus medialis et lateralis při spontánní rychlosti chůze a při rychlosti vyšší se změnila aktivita pouze m. vastus medialis. Ve fázi toe off nebyla zaznamenána žádna změna aktivity vybraných svalů ani při jedné z obou rychlostí. Změnu aktivity extenzorů KOK, zejména m. vastus medialis, vysvětlujeme zvýšenými nároky na stabilizaci kolenního kloubu při severské chůzi vlivem prodloužení kroku a zrychlením chůze, kdy funkčnost poškozeného kloubu degenerativními procesy přebírají okolní svaly. Výše zmíněný poznatek koreluje i se závěry studie Rudolph et al. (2007) a Al-Zahrani a Bakheit (2002), že u pacientů s gonartrózou je udržována stabilita kolenního kloubu vyšší svalovou aktivitou v okolí tohoto kloubu. I autorky Rudolph, Smidt a Lewek (2007) ve své studii potvrzují, že pacienti s osteoartrózou kolena využívají vyšší svalové kokontrakce než zdraví jedinci. Podrobnější vysvětlení podává Astephen et al. (2007). U osob s OA kolenního kloubu středního stupně dochází vlivem svalových dysbalancí v midstance fázi chůze k většímu zatížení mediálního kompartmentu tibiofemorálního skloubení a na konci stojné fáze k posunu síly působící na kyčelní kloub směrem zevně. Tyto výchylky momentů působících sil na klouby dolních končetin kompenzuje m. rectus femoris zvýšenou aktivitou. Ostatní svaly (m. tibialis anterior nebo m. biceps femoris), u kterých byla předpokládána vyšší aktivita jak při severské chůzi kontrolní skupiny, tak i u osob s OA kolena, nepotvrdily naši úvahu. Ani u jedné výzkumné skupiny při rozdílných rychlostech chůze nevykázaly změnu své aktivity. K jiným závěrů došla naše kolegyně Jana Mazáková (2011) ve své diplomové práci týkající se měření rozdílů svalové aktivity zdravých jedinců a pacientů s gonartrózou při chůzi bez holí dvěma rychlostmi chůze. Potvrdila tvrzení Perry (1992), že právě svaly - m. tibialis anterior, m. gluteus maximus a hamstringy hrají stěžejní roli ve fázi heel contact. Také ve fázi toe off Mazáková zjistila změnu aktivace svalů, které by měly být v této fázi zásadní. Určování významnosti statistických výsledků bylo prováděno podle ukazatelů mean a total power a nikoli z výsledků input. Ukazatel input je pouze procentuální zastoupení aktivace daného svalu vzhledem ke všem měřeným svalům. Protože se v našem výzkumu počet zastoupených svalů zredukoval na šest společně měřených svalů u obou typů chůze a m. latissimus dorsi byl snímán pouze u severské chůze, rozhodli jsme se tento ukazatel nezohledňovat. Součástí diplomové práce byl také kineziologický rozbor, vyšetření zkrácených a oslabených svalů, který byl proveden u všech účastníků studie obou sledovaných skupin. Statistické informace a závěry z těchto vyšetření zpracovávala kolegyně Jana Mazáková ve své diplomové práci, stejně jako vyhodnocovala dotazníky bolesti McGillovy univerzity a WOMAC index. Dotazníky hodnotící subjektivní vnímání bolesti a disabilitu dotázaných v ADL vyplňovali pouze pacienti s gonartrózou. Přesto, že se na naší fakultě vlivu severské chůzi na lidský organismus věnuje mnoho pozornosti, obdobný výzkum týkající se zapojení svalů a porovnání jejich aktivity při běžné chůzi a chůzi s holemi nebyl dosud proveden. Jsme si vědomi nedostatečnosti této práce v některých směrech, a proto je nutné ji brát jako pilotní ukázku a odrazový můstek, ze kterého je nutné pokračovat dále. 10 Závěr Cílem této diplomové práce bylo porovnat aktivitu vybraných svalů při chůzi bez holí a severské chůzi u pacientů s osteoartrózou kolenního kloubu a zdravé populace. Předpoklad změny zapojení svalů dolních a horních končetin při severské chůzi v porovnání s volnou bipedální chůzí nás vedl k úvaze, zda chůze s holemi má vliv na aktivaci svalových skupin, které jsou při gonartróze v oslabení a pomůže tak k jejich posílení. Rozdíly v aktivaci svalů jsme zjišťovali pomocí ukazatelů EMG (mean, input a total power) ve fázi heel contact a toe off při dvou rychlostech chůze. Ze zpracovaných dat jsme došli k závěru, že výrazné rozdíly ve změně aktivity svalů při severské chůzi a chůzi bez holí existují u stabilizátorů kolenního kloubu – m. vastus medialis et lateralis. Tyto svaly vykazovaly rozdílnou aktivitu u pacientů s gonartrózou při obou měřených rychlostech chůze a u kontrolní skupiny při rychlejší chůzi (104 kroků/min) ve fázi heel contact. Ve fázi toe off byly nalezeny rozdíly ve svalové aktivitě m. tibialis anterior u kontrolní skupiny při obou rychlostech chůze a m. biceps femoris při rychlejší chůzi. Změna jejich aktivity byla zaznamenána pouze v ukazateli input, který vyjadřuje procentuální zastoupení aktivace daného svalu vzhledem ke všem měřeným svalům, což je velmi variabilní ukazatel. U osob s osteoartrózou jsme neshledali žádné rozdíly v aktivitě vybraných svalů při obou typech chůze ani v jedné z rychlostí. Ani při porovnání zapojení m. latissimus dorsi při severské chůzi u obou zkoumaných skupin a u všech probandů dohromady při spontánní rychlosti chůze v porovnání s rychlejší chůzí (104 kroků/min) podle metronomu nebyl zjištěn rozdíl v jeho aktivitě. 11 Souhrn Severská chůze je komplexní pohybovaná aktivita, jejíž výhody pramení se zapojení horní poloviny těla a paže přes pletenec ramenní. Z toho vyplývá předpoklad změny zapojení svalů dolních končetin při severské chůzi v porovnání z bipedální chůzí. Snahou této diplomové práce bylo zjistit rozdíly změny zapojení svalů při chůzi a chůzi s holemi pomocí povrchové EMG. Výzkumnou skupinu tvořili osoby s osteoartrózou kolenního kloubu, u nichž je specificky změněn stereotyp chůze a severská chůze je všeobecně uznávaná jako vhodná pohybová aktivita pro toto onemocnění. Bohužel výzkumů zabývajících se vlivem severské chůze na muskuloskeletální aparát člověka je ve světových databázích malé množství. Podrobnější srovnávací analýza chůze s holemi s volnou bipedální chůzí může vést k prohloubení znalostí práce hybné soustavy při těchto dvou typech chůze a následně tak zlepšit rehabilitaci i kvalitu života lidí s osteoartrózou nosných kloubů. Teoretická část shrnuje poznatky o volné chůzi z hlediska kinematiky. Popsali jsme rozdělení krokového cyklu dle různých autorů, zapojení svalů v jednotlivých fázích, pohyby těžiště v rámci krokového cyklu a také jsme se zabývali zásadními determinanty ovlivňujícími chůzi. Věnovali jsme také pozornost změně stereotypu chůze ve vyšším věku a u osob s gonartrózou. V samostatné kapitole se zabýváme severskou chůzí - jejími výhodami, změnou aktivity svalů ve srovnání s chůzí bez holí, vybavením a správnou technikou. Dále jsme také sepsali základní charakteristiky osteoartrózy, biomechanické změny rozvíjející se v kloubu a klinické projevy. Závěrečnou kapitolou teoretické části je shrnutí poznatků z oblasti povrchové elektromyografie. Ve výzkumné části jsme řešili výzkumné cíle a vědecké otázky. Hodnotili jsme vliv severské chůze na změnu zapojení vybraných svalů v porovnání s volnou bipedální chůzí u osob s osteoartrózou kolena a zdravé populace ve fázi heel contact a toe off a zjišťovali jsme rozdíly při vyšších rychlostech chůze. Našeho měření se zúčastnilo deset pacientů s osteoartrózou kolenního kloubu (n = 10) a patnáct zdravých probandů (n = 15) jako kontrolní skupina. U každého jedince byl proveden kineziologický rozbor, vyšetření zkrácených svalů a svalový test v okolí kolenního kloubu, goniometrické vyšetření, zkouška dvou vah, vyšetření laterality a osoby ve výzkumné skupině navíc vyplnily dotazník bolesti a WOMAC dotazník. Při samotném měření byla svalová aktivita snímána samolepícími elektrodami z m. tibialis anterior, m. gastrocnemius medialis, m. vastus medialis a lateralis, m. biceps femoris, m. tensor, m. gluteus maximus, m. latissimus dorsi). Pro snímání povrchového elektromyografického signálu byl použit přístroj NORAXON – Myosystem 1400A. Záznam měření byl zpracován v programu MyoResearch XP Master Version 1.03.05. Účastníci studie museli ujít vzdálenost pěti metrů běžnou chůzí a poté technikou severské chůze po rovném povrchu na chodbě nebo v tělocvičně. První rychlost byla spontánní (přirozená), účastníky zvolená a druhá rychlost byla vyšší (104 kroků/min) dle metronomu. Poté byly výsledky statisticky zpracovány, za hladinu statistické významnosti bylo použito p < 0,05. Z výsledků bylo zjištěno, že existují statisticky významné rozdíly v aktivitě svalů při normální chůzi a severské chůzi jak u zdravých jedinců, tak i u osob s gonartrózou. Více patrná je změna zapojení svalů ve fázi heel contact, a to zejména u m. vastus medialis a lateralis, což jsou svaly stabilizující kolenní kloub. Dále pak byla zaznamenána změna aktivity u m. gastrocnemius medialis a m. tibialis anterior. Vliv rychlosti chůze nebyl příliš významný. Ve fázi toe off vykázal pouze m. tibialis anterior změnu aktivity při výše zmíněných dvou typech chůze, a to pouze u kontrolní skupiny při obou rychlostech. Vyhodnocením oslabených svalů a dotazníků bolesti se zabývala kolegyně Mazáková (2011) ve své diplomové práci. 11 Summary Nordic walking is a complex move activity whose advantages are based on connection between upper and lower part of human body via two joints involved in shoulder komplex. It leads to prerequisite of change in lower limb muscle involvement in comparison with bipedal walking. The aim of this diploma theses was to find out the diferences of muscle involvement changes with natural walking and walking with poles by surface EMG. The research group consisted of people with knee joint osteoarthritis who have changed the stereotype of walking. The Nordic walking is generally considered as a suitable physical activity for this disease. Unfortunately, the researches of the influence of Nordic walking on the human musculoskeletal apparatus are very rarely presented in international databases. Detailed comparative analysis of walking with poles with natural bipedal walking can lead to expansion of knowledge about body motion system in these two types of walking and then improve the rehabilitation and a life quality of people with osteoarthritis of joints. The theoretical section summarizes the findings of free walking in terms of kinematics. we have described the distribution of step cycle by different authors: Involvement of muscles at different stages, the movements of the body center of gravity within the step cycle, and we have also discussed the important determinants that affect walking. We have also paid attention to the change of the walking stereotype in older age and people with gonarthrosis. Nordic walking is discussed in a separate chapter - its benefits, changes in muscle activity compared with walking without a stick, correct walk technique and proper equipment. We have recorded the basic characteristics of osteoarthritis, biomechanical changes evident in the joint and its clinical appearance. The final chapter of the theoretical part is a knowledge summary from surface electromyography. In the research section we have dealt with scientific questions and research objectives. We evaluated the effect of Nordic walking on the change of involvement of selected muscles in comparison to natural bipedal walking in persons with knee osteoarthritis and healthy population in the phase of heel contact and toe off, and we investigated the differences in walk at higher speeds. Ten patients with gonarthrosis (mean age 62 years) and fifteen healthy subjects as a control group (mean age 25 years) participated in the research we have perfomed kinesiological analysis for each individual, examination of shortened muscles and muscle testing around the knee joint, goniometric examination and examination of laterality. People in the research group also completed a pain questionnaire and WOMAC questionnaire. Muscle activity was measured by the measurement of electrodes (m. tibialis anterior, m. gastrocnemius medialis, m. vastus medialis and lateralis, m. biceps femoris, gluteus maximus, m. latissimus dorsi). For scanning the surface electromyographic signal was employed NORAXON - Myosystem 1400A. Measurements were processed in the program MyoResearch XP Master Version 1.3.05. Study participants had to walk a distance of five meters by natural walk and then by Nordic walking on a flat surface in the gym. In the first case the walking rate was spontaneous (natural) – chosen by participants and in the second case, the speed was higher (104 steps/min) according to the metronome. The results were statistically processed, as measure of statistical significance we used p < 0.05. From the results it was found that there were statistically significant differences in muscle activity at normal walking and Nordic walking in both healthy individuals and even people with gonarthrosis. In the heel contact phase the change of muscle involvement is more apparent, especially in m. vastus medialis and m. vastus lateralis, which are the muscles stabilizing the knee joint. Activity change was recorded in the gastrocnemius medialis and tibialis anterior. The effect of walking speed was not too significant. At the toe off phase only the tibialis anterior muscle showed activity changes in the above - mentioned two types of walking, and only in the control group at both speeds. My colleague Mazáková (2011) has in her thesis dealt with evaluating the weakened muscles and pain questionnaires. 12 Referenční seznam Abbot, A. E., Levine, W. N., & Mow, V. C. (2003). Biomechanics of the articular cartilage and menisci of the adult knee. In: J. J. Callaghan et al. (Eds.), The adult knee (pp. 81-104). Philadephia: Lippincott. Alušík, Š. (2002). Revmatologie. Praha: Triton. Al-Zahrani, K. S., & Bakheit, A. M. (2002). A study of the gait characteristics of patients with chronic osteoarthritis of the knee. Disabil Rehabil,24(5),275-80. Anonymus (2011). Kompendium: Patobiomechanika a patokineziologie. Articulatio. Retrieved 17.11.2011 from World Wide Web: http://biomech.ftvs.cuni.cz/pbpk/kompendium/anatomie/kloub_spojeni_articulatio.php. Anonymus (2011). Nordic Academy, Australia´s Nordic Walking Professionals. Benefits of Nordic Walking. Retrieved 6.11.2011 from World Wide Web: http://www.nordicacademy.com.au/index.php?option=com_content&view=article&id=99&Itemid=133. Anonymus (2011). Retrieved 17.11.2011 from World Wide Web: http://www.mysport.cz/katalog/doplnky/nordic-walking-hole/nordic-walking- hole-fizan-nw-speed-grey-red-white-blue.html. Anonymus (n. d.). Elektromyografie. Retrieved 26.11.2011 from the World Wide Web: http://biomech.ftvs.cuni.cz/pbpk/kompendium/biomechanika/experiment_metody_emg.php. Astephen, J., Deluzi, K., Caldwell, G., Dunbar, M., & Hubley-Kozey, Ch. (2008). Gait and neuromuscular pattern changes are associated with differences in knee osteoarthritis severity levels. Journal of Biomechanics, 41, 868–876. Bačáková, R. Tlašková, P., & Kračmar, B. (2008). Nordic walking jako postrehabilitační pohybový režim. Studia Kinanthropologica, 9(1), 53-58. Baláž, J., & Palát, M. (2001). Možnosti rehabilitace u osteoartróz. EuroRehab, 11(1),34-39. Bejek, Z., Paróczai, R., Illyés, Á., Kocsis, L., & Kiss, R. (2006). Gait Parameters of Patients with Osteoartritis of the Knee joint. Physical Education and Sport, 4(1), 9–16. Bronstein, A. M., Bandt, T., & Woollacott, M. (1996). Clinical disorders of balance, posture and gait. Arnold. Cote, L. G. (2001). Manegement of Ostaoartritis. Journal of the American Academy of nurse practitioners. 13(11), 495-501. Češka R. et al. (2010). Osteoartróza. Retrieved 17.11.2011 from World Wide Web: http://www.medicabaze.cz/index.php?&sec=term_detail&termId=2783&tname=Osteoartr%C3%B3za. De Luca, C. J. (1997). The Use of Surface Electromyography in Biomechanics. Journal of Applied Biomechanics, 13, 135-163. De Luca, C. J. (2002). Surface electromyography : detection and recording. Retrieved 23.11.2011 from World Wide Web: http://www.delsys.com/Attachments_pdf/WP_SEMGintro.Pdf. Dieppe, P. A., & Lohmender, L. S. (2005). Pathogenesis and management of pain in osteoarthritis. The Lancet, 365(9463), 965-973. Doherty, M., & Doherty, J. (2000). Klinické vyšetření v revmatologii. Praha: Grada. Downer, D. (2006). Nordic walking step by step. [S.1.]: Nordic Walking Publications. Dufek, J. (2005). Elektromyografie. Brno: Institut pro další vzdělávání pracovníků ve zdravotnictví. Dungl, P. et al. (2005). Ortopedie. Praha: Grada. Enoka, R. (1994). Neuromechanical basis of kinesiology. Illinois: Human kinetics books Champaign. Felson, D. T. et al. (2000). Osteoarthritis: New Insights. Part 1: The Disease and Its Risk Factors. Annals of internal medicine, 133,635-646. Felson, D. T., & Noegi, T. (2004). Osteoarthritis: is it a disease of cartilage or of bone? Arthritis & Rheumatism, 50, 341-344. Gage, J. (1991). Gait analysis in cerebral palsy. Oxford: Mac Keith. Gallo, J., Horák, P., Krobot, A., & Brtková , J. (2007). Artróza váhonosných kloubů ve světle medicíny založené na důkazu. Olomouc: Univerzity Palackého v Olomouci. Garstang, S. V., & Stitik, T. P. (2006). Osteoarthritis: epidemiology, risk factors, and pathophysiology. American Journal of Physical Medicine and Rehabilitation, 85, S2–11. Hansen, E. A., & Smith, G. (2009). Energy Expenditure and Comfort During Nordic Walking With Different Pole Lengths. Journal of Strength and Conditioning Research, 23(4), 1187-1195. Hansen, L., Henriksen, M., Larsen, P., & Alkjaer, T. (2008). Nordic walking does not reduce the loading of the knee joint. Scandinavian Journal of Medicine & Science in Sports, 18(4), 436–441. Hartvigsen, J., Morso, L., Bendix, T., & Manniche, C. (2010). Supervised and non- supervised nordic walking in the treatment of chronic low back pain: a single blind randomized clinical trial. BMC Musculoskeletal Disorders, 11 (30), 1-9. Hnízdil, J., Šavlík, J., Beránková, B., & Týkalová, J. (2007). Artróza v psychosomatickém přístupu. Praha: Triton. Howatson, P., Hough, G., Pattison, J., Hill, J., Blagrove, R., Glaister, M., & Thompson, K. (2011). Trekking Poles Reduce Exercise-Induced Muscle Injury during Mountain Walking. Medicine & Science in sports & exercise, 34 (1), 140-145. Hubley-Kozey, C., Deluzio, K., Landry, S., McNutt, J., & Stanish, W. (2006). Neuromuscular alterations during walking in person with moderate knee osteoarthritis. Journal of electromyography and Kinesiology, 16, 365-378. Ishii, Y., Tojo, T., Terajima, K., Terashima, S., & Bechtold, J. (1999). Intracapsular components do not change hip proprioception. The Journal of Bone & Joint Surgery, 81, 345-348. Jakubec, A., Stejskal, P., Krejčí, J., Salinger, J., Štěpánek, P., Smékal, D., & Klimešová, I. (2009). Výzkumný design severské chůze ve světle prvních výsledků. Medicina Sportiva Bohemica Slavatica, 18(4), 185-187. Jensen, S., Henriksen, M., Aaboe, J., Hansen, L., Simonsen, B., & Alkjaer, T. (2008). Is it possible to reduce the knee joint compression force during level walking with hiking poles Journal of Applied Biomechanics, 24 (4), 351-359. Jöllenbeck, T., Leyser, D., Classen, C., Mull, M., & Grüneberg, Ch. (2006). Biomechanical loading of the lower extremities during nordic walking. 4th Congress of the European Interdisciplinary Society for Clinical and Sports Application. Retrieved 17.11.2011 from World Wide Web: http://w4.ub.uni- konstanz.de/cpa/article/viewFile/293/250. Jones, A., & Doherty, M. (2005). Ostaoarthritis: An Atlas of Investigation and Diagnosis. Oxford: Clinical Publishing Kapandji, I. (1987). The physiology of the joints. Vol. 2, Lower limb. Edinburgh: Churchill Livingstone. Keller, O. (1998). Obecná elektromyografie. Praha: Triton. Kirtley, Ch. (2006). Clinical gait analysis. Edinburg: Churchill Livingstone. Kleindienst, F., Stief, F., Wedel, F., Campe, S., & Krabbe, B. (2006). Joint loading of lower extremities during nordic walking compared to walking based on kinetic and kinametic data. XXIV ISBS Symposium 2006, Salzburg – Austria. Retrieved 17.11.2011 from World Wide Web: https://www.zotero.org/groups/nordic_walking/items/itemKey/5UC2RDZS. Klußmann, A., Gebhardt, H., Liebers, F., Engelhardt, L. V., David, A., Bouillon,B., & Rieger, M. A. (2008). Individual and occupational risk factors for knee osteoarthritis – Study protokol of a case control study. BMC Musculoskeletal Disorders, 9(26), 1-8. Kocur, P. (2009). Effects of nordic walking training on exercise capacity and fitness in men participating in early, short-term inpatient cardiac rehabilitation after an acute coronary syndrome - a controlled trial. Clinical Rehabilitation, 23 (11), 995 – 1004. Konrad, P. (2005). The ABC of EMG - A Practical Introduction to Kinesiological Electromyography. Noraxon INC. USA. Koudela, K. et al. (2003). Ortopedie. Praha: Karolinum. Kračmar, B., Vystrčilová, M., & Psotové, D. (2006). Sledování aktivity vybraných svalů u Nording walking a chůze pomocí povrchové EMG. Rehabilitace a fyzikální lékařství, 14(3), 101–106. Kračmar, B., Novotný, P. O., Mrůzková, M., Dufková A., & Suchý, J. (2007) Zapojení pletence ramenního do lokomoce. Rehabilitácia, 44(4), 3-13. Králová, M., & Matějíčková, V. (1985). Rehabilitace u revmatických nemocí. Praha: Grada Avicenum. Kříž, V., Čelko, J., & Buran, V. (2002). Artrózy a TEP kyčle, rehabilitace a lázeňská léčba. Rehabilitace a fyzikální lékařství, 9(1), 14-22. Kuo, A., & Donelan, M. (2010). Dynamic Principles of Gait and Their Clinical Implications. Physical Therapy, 90, 157-174. Latash, M. L. (2008). Neurophysiological Basis of Movement. 2 vyd. Champaign: Human Kinetics. Malemud, Ch. J., Islam, N., & Haqqi, M. T. (2003). Pathophysiological Mechanisms in Osteoarthritis Lead to Novel Therapeutic Strategies. Cells Tissue Organs. 174, 34-48. Mazáková, J. (2011). Hodnocení míry svalové aktivace při chůzi u pacientů s gonartrózou pomocí polyelektromyografie. Diplomová práce, Univerzita Palackého, Fakulta tělesné kultury, Olomouc. Měkota, K., & Cuberek, R. (2007). Pohybové dovednosti, činnosti, výkony. Olomouc: Univerzita Palackého. Mims, E. L., Carland, J. M., Keefe, F. J., Krans, V. B., Guilak, F., & Schmitt, D. (2009) Sex Differences in Biomechanics Associated with Knee Osteoarthritis. Journal of Women & Aging, 21, 159–170. Mommertová - Jauchová, P. (2009). Nordic walking pro zdraví. Praha: Plot. Nevitt M. C., Lane N. E., Scott J. C., Hochberg M. .C, Pressman A. R., Cummings S. R., et al.(1995) Radiographic osteoarthritis of the hip and bone mineral density. The Study of Osteoporotic Fractures Research Group. Arthritis Rheum, 38, 907- 916. Nottingham, S., & Jurasin, A. (2010). Nordic walking for total fitness. Champaign, Ill.: Human Kinetics. Oakley, C., Zwierska, I., Tew, G., Beard, J. D., & Saxton, J. M. (2008). Nordic poles immediately improve walking distance in patients with intermittent claudication. European Journal of Vascular and Endovascular Surgery, 36(6), 689–694. Olejárová, M., Šléglová, O., Dušek, L., Vencovský, J., & Pavelka, K. (2005). Hodnocení funkčního postižení pacientů s gonartrózou – validizace české verze doatzníku WOMAC. Čes. Revmatol., 13(2), 47–53. Otter, A. R., Geurts, A. C. H., Mulder, T., & Duysens, J. (2004). Speed related changes in Musile aktivity from normal to very slow walking speeds. Gait and Posture, 19, 270-278. Pavelka, K., & Rovenský, J. (2003). Klinická revmatologie. Praha: Galén. Perrey, S., & Fabre, N. (2008). Exertion during uphill, level and downhill walking with and without hiking poles. Journal of Sports Science and Medicine, 7, 32-38. Perry, J. (1992). Gait analysis. USA: SLACK Incorporated. Rodová, D., Mayer, M., & Janura, M. (2001). Současné možnosti využití povrchové elektromyografie. Rehabilitace a Fyzikální lékařství, 8(4), 173-177. Rokyta, R. et al. (2000). Fyziologie pro bakalářská studia (učebnice). Praha:Grada Rose, J., & Gamble, J. G. (1994). Human walking. Baltimore: Williams & Wilkins. Rudolph, K. S., Schmitt, L. C., & Lewek, M. D. (2007). Age-Related Changes in Strength, Joint Laxity, and Walking Patterns: Are They Related to Knee Osteoarthritis? Physical Therapy, 87(11), 1422-1432. Salaj, R. (2001). Osteoartróza a její terapie v LDN Hostinné. Rehabilitace a fyzikální lékařství, 8(3), 115-118. Saunders, M., Hipp, R., Wenos, D., & Deaton, M. (2008). Treking poles increase physiological responses without increased percieved. Journal of Strength and Conditioning Research, 22 (5), 1468-1475. Saunders, M., Inman, V. T., & Eberhart, H. D. (1953). The major determinants in normal and pathological gait. Journal of bone and joint surgery Am., 35(3), 543- 559. Sedliak, M., & Pavelka, B. (2003). Nordic walking – kondična chodza. Telesná výchova a šport, 13 (2), 12-15. Shirazi, R, Shirazi A., & Hurtig, M. (2008). Role of cartilage collagen fibrils network in knee joint biomechanics under compression. Journal of biomechanics, 41, 3340- 3348. Schmitz, N., Kraus, B., V., & Aigner T. (2010). Targets to Tackle – The Pathophysiology of the Disease. Current Drug Targets, 11, 521-527. Simic, M., Hinman, R. S., Wrigley, T. V., Bennell, K. L., & Hunt, M. A. (2011). Gait Modification Strategies for Altering Medial Knee Joint Load. Arthritis Care & Research, 63(3), 405–426. Smidt, L. (1990). Gait in rehabilitation. Edinburg: Churchill Livingstone. Soderberg, G. L. (1997). Kinesiology: applications to pathological motion. Baltimore: Williams & Wilkins. Sosna, A., Vavřík, P., Krbec, M., & Pokorný, D., et al. (2001). Základy ortopedie. Praha: Triton. Stejskal, P., & Vystrčil, M. (2005). Severská chůze a její využití v tělovýchovném lékařství. Medicina Sportiva Bohemica et Slovaca, 14(4), 158-165. Stief, F., Kleindienst, F. I., Wiemeyer, J., Wedel, F., Campe, S., & Krabbe, B. (2008). Inverse dynamic analysis of the lower extremities during nordic walking, walking, and running. Journal of Applied Biomechanics, 24(4), 351-359. Strutzenberger, G., Rasp, B., & Schwameder, H. (2007). Effect of waking speed and pole length on kinematics in nordic walking. 25th ISBS Symposium 2007, Ouro Preto – Brazil. Retrieved 17.11.2011 from World Wide Web: http://w4.ub.uni- konstanz.de/cpa/article/view/453/393. Škopek, M. (2010). Nordic walking. Praha: Grada Avicenum. Teichtahl, A., Wluka, A., & Cicuttini, F. M. (2003). Abnormal biomechanics: a precursor or result of knee osteoarthritis. British Journal of Sports Medicine, 37, 289–290. Retrieved 17.11.2011 from World Wide Web: http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC1724660/pdf/v037p00289.pdf. Terry, K., Neptune, R. R., & Sasaki, K. (2003). The effect of walking speed on muscle EMG patterns during normal walking. Retrieved 8.11.2011 from the World Wide Web: http://www.asbweb.org/conferences/2003/pdfs/31.pdf. Trâmbiţaş, D., & Baier, I. (2010). Clinical and Imaging Study of Knee Biomechanics. Buletin Universităţii Petrol – Gaze din Ploieşti, 62(4A), 161-168. Trnavský, K. (2002). Osteoartróza. Praha: Grada Avicenum. Trnavský, K., Kolařík, J., & Vavřincová, P. (1997). Onemocnění kloubů páteře v praxi. Praha: Galén. Válková, Š., & Špringrová, I. (2004). Vztah struktury a funkce v diagnostice osteoartrózy kyčelního kloubu. EuroRehab, 11(3), 137 - 142. Vařeka, I., & Vařeková, R. (2003). Klinická typologie nohy. Rehabilitace a fyzikální lékařství, 10(3), 94-102. Vařeka, I., & Vařeková, R. (2009). Kineziologie nohy. Olomouc: UP. Vařeka, I. (2002). Posturální stabilita (I. část). Terminologie a biomechanické principy. Rehabilitace a fyzikální lékařství, 9(4), 115-121. Vařeka, I. (2004a). Dynamický model „tříbodové“ opory nohy. Rahabilitacia, 41(3), 131-136. Vařeka, I. (2004b). Pronace/everze v subtalárním kloubu vyvolaná flexí v kolenním kloubu v uzavřeném kinematickém řetězci, Rehabilitace a fyzikální lékařství, 11(4), 163-168. Vařeka, I., Hak, J., & Vařeková, R. (2002). Severská chůze – principy a možnosti uplatnění v rehabilitaci. Rehabilitacia 2, 35(39), 78-83. Vaughan, Ch., L., Davis B. L., & O`Connor, J., C. (1999). Dynamics of Human Gait. Cape Town: Kiboho Publishers. Véle, F. (2006). Kineziologie. Praha: Triton. Wai-Hang, J. L. (2004). Are you left handed? Footedness questionnarire. Retrieved 20. 5. 2008 from World Wide Web: http://www.jackielam.net/handedness/test_foot.htm Whittle, M. W. (1996). Gait analysis. Oxford: Butterworth Heinemann. Wiedow, J. (2006). Etiology based on morphological, anatomical, kinematic and kinetic observations. Acta Orthopedica Supplement. 322 (77). Wilk, M., Kocur, P., RoSańska, A., Przywarska, I., Dylewicz, P., Owczarski, T., DeskurŚmielecka, E., & Borowicz-Bieńkowska, S. (2005). Assessment of the selected physiological effects of nordic walking performed as a part of a physical exercise program during the second phase of rehabilitation after a myocardial inferction. Medical Rehabilitation, 9 (2), 20-25. Winter, D. (1990). Biomechanics and motor control of human movement. New York: John Wiley and Sons. 13 Přílohy Příloha 1 Informovaný souhlas Hodnocení aktivity vybraných svalů pomocí povrchové polyelektromyografie při nordické chůzi u pacientů s gonartrózou Jméno: Datum narození: Účastník byl do studie zařazen pod číslem: 1. Já, níže podepsaný(á) souhlasím s mou účastí ve studii. Je mi více než 18 let. 2. Byl(a) jsem podrobně informován(a) o cíli studie, o jejích postupech, a o tom, co se ode mě očekává. Beru na vědomí, že prováděná studie je výzkumnou činností. 3. Porozuměl(a) jsem tomu, že svou účast ve studii mohu kdykoliv přerušit či odstoupit. Moje účast ve studii je dobrovolná. 4. Při zařazení do studie budou moje osobní data uchována s plnou ochranou důvěrnosti dle platných zákonů ČR. Je zaručena ochrana důvěrnosti mých osobních dat. Při vlastním provádění studie mohou být osobní údaje poskytnuty jiným než výše uvedeným subjektům pouze bez identifikačních údajů, tzn. anonymní data pod číselným kódem. Rovněž pro výzkumné a vědecké účely mohou být moje osobní údaje poskytnuty pouze bez identifikačních údajů (anonymní data) nebo s mým výslovným souhlasem. 5. S mojí účastí ve studii není spojeno poskytnutí žádné odměny. 6. Porozuměl jsem tomu, že mé jméno se nebude nikdy vyskytovat v referátech o této studii. Já naopak nebudu proti použití výsledků z této studie. Podpis účastníka: Podpis fyzioterapeuta pověřeného touto studií: Datum: Datum: Příloha 2 Anamnéza: Jméno a příjmení: Rok narození: Datum měření: Číslo probanda: Závažná onemocnění…………………………………………………………………….. Operace na dolních končetinách a páteři………………………………………………… Úrazy na dolních končetinách a páteři…………………………………………………… Výskyt artrózy v rodině………………………………………………………………….. Problémy s kyčelními klouby v dětství (široké balení apod.)…………………………… Užívané léky…………………………………………………………………………….. Sport (jaký, i dříve, aktivně, rekreačně, kolik hodin týdně,denně)……………………… Koníčky (jaké, kolik hodin týdně)……………………………………………………….. Výskyt bolesti kolen (jak dlouho, ráno, večer, v noci, po námaze)……………………... Jak dlouho trpíte současnou bolestí……………………………………………………… Příloha 3 KINEZIOLOGICKÉ VYŠETŘENÍ: Ve stoji: Postavení pánve v sagitální rovině……………………………………………. ve frontální rovině…………………………………………... v transverzální rovině………………………………………. shift pánve………………………………………………….. Musculi glutei maximi – konfigurace, symetrie……………………………… Výška gluteárních rýh………………………………………………………… Postavení dolních končetin (rotace femuru)………………………………….. Hamstringy – konfigurace, symetrie………………………………………….. Kolenní klouby (varozita, valgozita, rekurvace)……………………………… Podkolenní rýhy………………………………………………………………. Musculi gastrocnemii – konfigurace, symetrie……………………………….. Paty (varozita, valgozita)……………………………………………………... Klenby nožní………………………………………………………………….. Konfigurace L páteře…………………………………………………………. Konfigurace Th páteře………………………………………………………... Skolioza (typ) X skoliotické držení…………………………………………... Paravertebrální svaly – konfigurace, symetrie……………………………….. Musculus quadriceps femoris – konfigurace, symetrie……………………… Zkouška dvou vah: Vyšetření zkrácených svalů: - m. iliopsoas - m. rectus femoris - m. tensor fascie latae - m. triceps surae - semisvaly - adduktory - m. pectoralis major - m. trapezius Příloha 4 GONIOMETRIE Jméno pacienta: Diagnóza: Datum: Kyč. Kl. PDK LDK Kol. Kl. PDK LDK Hle.Kl. PDK LDK Rak. Kl. Výchozí Postavení Výchozí Postavení Výchozí Postavení Výchozí postavení FLX FLX P FLX FLX EXT EXT D FLX EXT Výchozí Postavení Výchozí Postavení Výchozí postavení ABD EVERZE ABD ADD INVERZE ADD Výchozí Postavení Výchozí Postavení Výchozí postavení ZR ZR VR VR Horizontal ADD EXT v ABD PRAVÁ Obvody DK v cm: LEVÁ stehno nad kolenem přes koleno přes tuberositas tibiae lýtko nad kotníky přes nárt - patu přes hlavičky metatarzů Příloha 5 Česká verze krátké formy dotazníku bolesti McGillovy univerzity (Opavský, 1998) Bolest žádná mírná středně silná silná 1. Škubavá, bušivá 0 1 2 3 2. Vystřelující 0 1 2 3 3. Bodavá 0 1 2 3 4. Ostrá 0 1 2 3 5. Křečovitá 0 1 2 3 6. Hlodavá (jako zakousnutí) 0 1 2 3 7. Pálivá, palčivá 0 1 2 3 8. Tupá přetrvávající 0 1 2 3 9. Tíživá (těžká) 0 1 2 3 10. Citlivá na dotek 0 1 2 3 11. Jako by mělo prasknout 0 1 2 3 12. Únavná – vysilující 0 1 2 3 13. Protivná 0 1 2 3 14. Strašná 0 1 2 3 15. Mučivá – krutá 0 1 2 3 Intenzita současné bolesti (PPI) 0….......................žádná 1………………...mírná 2………………...středně silná 3………………...silná 4………………...krutá 5………………...nesnesitelná Vizuální analogová škála (VAS) žádná bolest nejsilnější možná bolest Příloha 6 WOMAC (West Ontario and McMaster Osteoarthritis Index) (Olejárová, Šléglová, Dušek, Venkovský, & Pavelka, 2005) Vyplňuje pacient sám podle svého uvážení. Část A – bolest. Jaká je Vaše bolest v následujících situacích? žádná mírná střední silná velmi silná 1. Při chůzi po rovině 2. Při chůzi po schodech, nahoru anebo dolů 3. V noci na lůžku, tj. bolest, která nedá spát 4. Při sezení vleže 5. Při vzpřímeném stání Část B. Ztuhlost. žádná mírná střední silná velmi silná 1. Jak značná je ztuhlost vašeho kloubu po ranním probuzení? 2. Jak silná je ztuhlost kloubu po sezení, ležení či odpočinku později během dne? Část C. Běžné denní aktivity. Jaké obtíže máte při následujících úkonech a aktivitách? žádné mírné střední značné velmi výrazné 1. Chůze ze schodů 2. Chůze do schodů 3. Vstávání ze sedu 4. Stání 5. Shýbání k podlaze 6. Chůze po rovině nebo rovném povrchu 7. Nastupování nebo vystupování z auta nebo autobusu 8. Vyřizování nákupu 9. Navlékání ponožek nebo punčoch 10. Vstávání z lůžka 11. Sundávání ponožek nebo punčoch 12. Ukládání se na lůžko 13. Vstup a výstup z koupelnové vany 14. Sezení 15. Usedání nebo vstávání z toaletní mísy 16. Vykonávání těžkých domácích prací 17. Vykonávání lehkých domácích prací Příloha 7 Vyšetření laterality (český překlad dotazníku Footedness questionnaire (Wai-Hang, 2002) k určení dominance dolní končetiny Otázky: Bodové hodnocení: Kterou nohou kopnete do míče, aby jste trefili cíl? levá 1, obě 2, pravá 3 Kterou nohu použijete na zvednutí malého kamínku prsty? levá 1, obě 2, pravá 3 Kterou nohou zašlápnete hmyz? levá 1, obě 2, pravá 3 Kterou nohou vystoupíte první na židli? levá 1, obě 2, pravá 3 Výsledky: 11-12 - výhradní pravák 9-10 - smíšené praváctví 8 - ambidexter 6-7 - smíšené leváctví 4-5 - výhradní levák Příloha 8 Fakulta tělesné kultury Univerzity Palackého tř. Míru 115 OLOMOUC Vyjádření Etické komise FTK UP Složení komise: PhDr. Dana Štěrbová, Ph.D. – předsedkyně doc. MUDr. Pavel Maňák, CSc. doc. Mgr. Erik Sigmund, Ph.D. Mgr. Zdeněk Svoboda, Ph.D. Mgr. Ondřej Ješina, Ph.D. Na základě žádosti ze dne 2.1.2012 byl projekt diplomové práce autorky Bc. Kláry Čermákové s názvem Hodnocení aktivity vybraných svalů pomocí povrchové polyelektromyografie při chůzi bez holí a při nordické chůzi u pacientů s gonartrózou schválen Etickou komisí FTK UP pod jednacím číslem: 1/2012 dne: 3.1.2012. Etická komise FTK UP zhodnotila předložený projekt a neshledala žádné rozpory s platnými zásadami, předpisy a mezinárodními směrnicemi pro výzkum zahrnující lidské účastníky. Řešitelka projektu splnila podmínky nutné k získání souhlasu etické komise. za EK FTK UP PhDr. Dana Štěrbová, Ph.D. předsedkyně razítko fakulty