Ganganalyse beim Gehen und Laufen

Abstract

The instrumented gait analysis is used in orthopaedics and rehabilitation either to evaluate and to quantify the functional result of various treatments or to analyse the individual motion pattern of patients. For that purpose a number of methods have been developed and parameters have been defined which are presented in this paper. In part one, «easy-to-use» and more complex methods are compared and discussed. The complex and comprehensive instrumented gait analysis allows simultaneous capturing of kinematics, kinetics, and dynamic electromyography and allows the analysis of pathomechanisms and motion strategies; hereto established normative data are presented. In part two, using an example on walking and running, the physiological interaction of motion, force and muscular activity is demonstrated at the ankle, knee and hip.

Zusammenfassung

Die instrumentierte Ganganalyse wird in der Orthopädie und Rehabili­tation eingesetzt, um einerseits das funktionelle Resultat verschiedener Behandlungen zu analysieren und zu quantifizieren oder andererseits, um das individuelle Bewegungsverhalten von Patienten zu evaluieren. Dazu sind in den letzten Jahren diverse Messmethoden weiterentwickelt worden, die es erlauben, Funk­tionsparameter zu definieren, die in dieser Arbeit vorgestellt werden.
In einem ersten Teil werden einfachere Messmethoden komplexeren gegenübergestellt und deren Stellenwert diskutiert. Die komplexe 3d-Bewegungsanalyse beinhaltet die simultane Erfassung von kinematischen, kinetischen und elek­tromyographi­schen Daten und ermöglicht das Aufdecken von Pathome­chanismen und Bewegungsstrategien; dazu werden Aussagekraft und etablierte Normwerte aufgezeigt. In einem zweiten Teil wird anhand eines exemplarischen Beispiels beim Gehen und Laufen das phy­siologische Zusammenspiel der Bewegung, Kraft und Muskelaktivität an Fussgelenk, Knie und Hüfte besprochen.

Einleitung

Das Gehen stellt die wichtigste alltägliche Form der Fortbewegung dar. Demgegenüber ist das Laufen in vielen sportlichen Situationen von zentraler Bedeutung. Beide Formen der Lokomotion sind ausgesprochen reproduzierbar und verhalten sich unter physiologischen Bedingun­gen bei allen gesunden Menschen nach demselben Grundmuster, das weitgehend im Unterbewussten abläuft (Inman, 1981; Rose et al., 1994). Deshalb eignen sich das Gehen und das Laufen auch ausgesprochen gut, um als Mass der Funktionalität des Bewegungsapparates «quantifiziert» zu werden. Um diese Quantifizierung zu ermöglichen, wurde im Verlaufe der letzten Jahrzehnte eine Vielzahl von Messsystemen (Apparate) und Messmethoden (Vorgehensweisen) entwickelt, die es ermöglichen, geeignete Funktionsparameter für die Analyse der Bewegungen zu definieren. Dank der technischen Fortschritte gelingt diese Erfassung nun mit zunehmender Genauigkeit bei gleichzeitig abnehmendem Zeitbedarf für die Messung und deren Auswertung.
Im Allgemeinen kommen sowohl ein­fach an­zuwendende, als auch aufwän­dige, komplexe Messmethoden zum Einsatz. Die Gegenüberstellung dieser Messmethoden ist wichtig, um den nötigen Aufwand einer Ganganalyse abschätzen zu können. Die Ziele dieses Artikels sind folglich: (i) die Gegenüberstellung einfacherer und komplexerer Messmethoden und (ii) die Darstellung des phy­siologischen Zusammenspiels der Bewegung, Kraft und Muskelaktivität an Fussgelenk, Knie und Hüfte anhand eines exemplarischen Beispiels beim Gehen und Laufen.

Grundlagen

Stellenwert einzelner Messmethoden

Mit einfachen Messmethoden können in der Regel globale Funktionsparameter an einer grossen Probandenzahl erfasst werden (siehe Tab. 1). Bezüglich personellem Aufwand zur Daten­er­fas­sung und Verarbeitung und auch bezüglich der Vorbereitung der Probanden sind diese Ver­fahren wenig aufwändig. Dazu ge­hören zum Beispiel die Geschwindigkeitsmessungen, die Aufzeich­nung der Boden­reaktionskräfte, Fussdruck-Aufzeichnungen, Gangmatten usw. Diese Messmethoden eignen sich zur Durchführung globaler «Outcome Studien». Für eine individuelle Funktions­abklärung und Therapieplanung von komplexen Problemen sind sie jedoch meist un­zurei­chend. Eine Aus­nahme bilden die dynamischen Podogramme, die als semiquan­titative Metho­den im Einzel­fall bei Fussproblemen Anwendung finden.
Die aufwändigen, simultan angewendeten Messmethoden, wie sie für die instrumen­tierte Ganganalyse oder auch für invasive Messungen gebraucht werden, erlauben komplexe Zusam­menhänge zwischen den Bewegungen, sowie den dabei involvierten Kräften und Mus­kelfunktio­nen aufzuzeigen (Pionierarbeit leisteten unter anderen: Kababa et al., 1989; Perry 1992, 2003; Shiavi et al., 1987; Winter et al., 1990). Optimal ist die simul­tane Erfassung der Bewegungen von Fuss, Unterschenkel, Oberschenkel und Becken, der Bodenreaktionskräfte und der Aktivität der wichtigsten Muskel­n der unteren Extremitäten. Allerdings ist der Aufwand dieser Messmethode bei der Pro­bandenvor­berei­tung und der Datenverarbei­tung erheblich, sodass die Probandenzahl in den meisten Studien limitiert wird. Andererseits erlauben diese Metho­den das Aufdecken von Pathomechanismen verschiedenster Funktionsstörungen (Perry 1992, 2003) zusätzlich zu den globalen Funktionsparametern. Sie finden Einsatz bei wissen­schaftlichen Untersuchungen verschiedenster Erkrankungen und Behand­lungsstrategien des Bewegungs­apparates. Aber auch für die individuelle Abklärung und Thera­pieplanung von komplexen Bewegungsstörungen, wie z.B. den neuromuskulären Erkrankun­gen, haben sich diese Methoden etabliert (Sutherland, 1984, 2001, 2002, 2005; Chester et al., 2007). Invasive Methoden mit instrumentierten Endo­prothesen (Bergmann et al., 2007) oder Bewegungs­analysen mit im Knochen verankerten Markern (Reinschmidt et al., 1997; ­Stacoff et al., 2000; Arndt et al., 2007) sind der Grund­lagenfor­schung vorbehal­ten.

Methode

Die gebräuchlichsten Mess-Parameter

Zeit-/Distanzparameter: Die Ganggeschwindigkeit
Beim freien Gehen wird in der Regel von einem Individuum die Ganggeschwindigkeit gewählt, die mit dem niedrig­sten Energieverbrauch verbunden ist (Inman, 1981). Eine Beschleunigung oder eine Verlangsa­mung des Ganges sind mit einem höheren Energieverbrauch verbunden. Die im Labor messbare freie Gang­geschwindigkeit stellt somit ein gutes Mass für die allgemeine Funktionalität dar. Normwerte für die freie Gang­geschwindigkeit für verschiedene Altersklassen, Frauen und Männer sind im Ver­laufe der letzten Jahrzehnte von vielen Autoren publiziert worden (Kababa et al., 1989; Perry, 1992, 2003; Winter, 1990; Murray et al., 1964, 1984; Oedberg et al., 1994; Sutherland et al., 1988, 2005; Blanc, 2003).
Die Norm-Werte für die physiologische freie Ganggeschwindigkeit von Erwachsenen liegen in folgendem Bereich (Tab. 2):

Die durchschnittliche Ganggeschwindigkeit entspricht dem Produkt aus Schrittlänge und Schrittfrequenz. In der Praxis wird die Schrittfrequenz bzw. die Kadenz meistens in Anzahl Schritten pro Minute erfasst. Die Normwerte für die physiologische freie Ganggeschwindigkeit von Erwachsenen lie­gen zwischen 1,2 bis 1,5 m/s, die Schritt-Kadenz bei 105 bis 130 1/min. Bei einer physiologischen Zunahme der Ganggeschwindigkeit nehmen sowohl die Schritt­länge wie die Schrittkadenz proportional zu, bei einer Verlangsamung nehmen Schrittlänge und Kadenz entsprechend propor­tional ab. Dies gilt für eine Kadenz zwischen etwa 80 und 120 Schritten pro Minute. Bei schnelle­rem Gehen ist die Zunahme der Schrittlänge durch die Beinlänge limitiert. Ein langsa­mes ­Gehen mit weniger als 80 Schritten pro Minute ist mit einer flüssigen, symmetrisch alternie­renden Gang­art kaum möglich. Der Gangrhythmus muss unterbrochen werden (Stehenbleiben, Mimen eines Hinkverhaltens).

Zeit-/Distanzparameter: Die Laufgeschwindigkeit
Ähnlich wie beim Gehen werden beim Laufen mit zunehmender Geschwindigkeit sowohl Schritt­länge als auch Schrittfrequenz grösser (Hunter et al., 2004), die Schrittfre­quenz je­doch prozentual stärker als die Länge (Cavanagh, 1990). Auch beim Laufen wählen Ver­suchsper­sonen von sich aus eine Kombination von Schrittlänge und Frequenz, bei der der Sauer­stoffverbrauch minimalisiert wird (Cavanagh, 1990). Es ist daher sehr wahr­scheinlich, dass jeder Läufer bei jeder beliebigen Laufgeschwindigkeit eine eigene, individuell optimierte Schrittfrequenz aufweist.
Die Bodenkontaktzeit verkürzt sich vom Gehen zum Laufen von 0,6–0,7 s auf 0,2–0,3 s und misst im Sprint bei Spitzensprintern nur noch rund 0.085–0.095 s (Brüggemann et al., 1990) und bei Sprinterinnen rund 100 ms (Cˇ  oh et al., 1999). Mit zunehmenden Last auf dem Rücken (z.B. ein Rucksack; Taylor et al., 1980) steigt der Sauerstoffverbrauch direkt proportional; interessanterweise ist die Schrittlänge davon jedoch kaum betroffen. Dies gilt auch für zusätzliche Massen, die an den Beinen befestigt werden (Myers et al., 1985): zusätzliche 100 Gramm eines schwereren Schuhes (d.h. 50 g pro Fuss) erhöhen den Sauer­stoffverbrauch um rund 1% über eine breite Spanne verschiedener Laufgeschwindigkeiten; die Schrittlänge wird dadurch aber nicht merkbar beeinflusst (Cavanagh, 1990). Dies wird wohl der Grund sein, wieso Wettkämpfer im Laufsport gerne möglichst leichte Racing-Schuhe ver­wenden.

Zeit-/Distanzparameter: Der Gangzyklus
Das Gehen ist ein zyklischer Vorgang (siehe Abb. 1). Ein Gangzyklus beginnt mit dem er­sten Boden­kontakt des Aufsetzens eines Fusses und endet mit dem folgenden Bodenkontakt dessel­ben Fusses. Der Zyklus, auch als «Doppelschritt» bezeichnet, beinhaltet somit eine Stand- und eine Schwung­phase beider Seiten. Nach dem Aufsetzen des Fusses sind bis zur Zehenablösung der Gegenseite beide Füsse am Boden. Dies ist die erste Zweibeinstandphase (Tab. 3), die auch als Auftritts-, Lande- oder Belastungs­phase bezeichnet wird (Perry, 1992, 2003). Darauf folgt die Einbeinstandphase und mit dem Aufsetzen des Fusses der Gegenseite beginnt die zweite Zweibeinstandphase, während der die beobachtete Seite die Schwungphase vorbereitet (Perry, 1992). Die normale prozentuale Verteilung der Gangphasen innerhalb eines Gangzyklus, der als 100% definiert wird, ist aus Abbildung 1 zu entnehmen.
Im Gegensatz zum Gehen gibt es in einem Laufzyklus keine Zweibeinstandphasen, dafür aber zwei freie «Flugphasen», bei denen beide Beine in der Luft sind. Die prozentuale Verteilung der Phasen in einem Zyklus ist abhängig von der Laufgeschwindigkeit: Nimmt sie zu, nimmt die prozentuale Dauer der Bodenkontaktzeit ab (Tab. 4).

Das Bewegungsmuster: Kinematik

Die Bewegungen, die Beine, Arme und der Körper beim Gehen durchlaufen, sind bei je­dem In­dividuum sehr reproduzierbar (Kadaba, 1989) zeigen aber eine natürliche Variabilität. Diese sollte an sich bekannt sein, um eine natürliche von einer pathologischen Variabilität abgrenzen zu können (Hamill et al., 1999; James, 2004). Bei gesunden Individuen sind grundlegende Be­we­gungsmuster obligat vorhanden. Grundelemente des physiologischen Musters beim Gehen wurden bereits von Inman (1981) erwähnt (siehe Tab. 5).
Jedes Gelenk durchläuft während dem Gehen ein typisches Bewegungsmuster, das mit kine­ma­tischen Messmethoden quantifiziert werden kann (Kadaba et al., 1989; Murray et al., 1964, 1984; Oedberg et al., 1994; Perry, 1992; Winter, 2005; Bachmann et al., 2008, in diesem Heft).

Das Zusammenspiel der Muskulatur: dynamische ­Elektromyographie

Beim Gehen und Laufen sind die Muskeln der unteren Extremitäten und des Rumpfes jeweils zu einem defi­nierten Zeitpunkt im Bewegungsablauf aktiv, mit beschleunigender (konzentrischer), ab­bremsender (exzentrischer) oder stabilisierender (isometrischer) Wirkung, je nach Einwirken der äusseren Kräfte. Das normale Zusammenspiel der Bewegung und der Muskelaktivitäten beim Gehen wurde bereits durch verschiedenste Autoren ausführlich beschrieben (u.a.: Kadaba et al., 1989; Murray et al., 1984; Perry, 2003; Shiavi et al., 1987). Beim Laufen wurden solche Messungen u.a. von Mann et al., (1980), McClay et al. (1990), Cˇoh et al. (1999) und Karamanidis et al. (2004) durchgeführt.
Die phasi­sche Muskelaktivität kann mit der dynamischen Elektromyographie erfasst werden, wobei grosse und oberflächlich liegende Muskeln mit Oberflächenelektroden abgeleitet werden können. Für schmale oder tief liegende Muskeln werden feine Draht­elektroden (Basmajian et al., 1985) in den Muskel­bauch eingeführt. Heutige Messsysteme erlauben die simultane Erfas­sung von 8 bis 16 Muskeln, weshalb diese Messmethode auch Polymyographie genannt wird. Für die Interpretation der dynamischen Elektromyo­graphie ist die gleichzeitige Registrierung der Bewe­gungsabläufe oder zu­mindest der Bewegungsphasen obligat. Um die Messwerte besser quantifi­zieren zu kön­nen, wer­den die Ableitungen während einer Funktion prozentual zu einem maxima­len isometrischen Kraft-Test ausgedrückt. Zur Darstellung wird das Roh-EMG meist zeitlich auf­summiert oder integriert. Richtlinien zur Anwendung der dynamischen Elektromyographie sind von der American Association of Electrodiagnostic Medicine (1999) erarbeitet worden.
Ähnlich wie beim Gehen hat auch beim Laufen die Beinmuskulatur nicht nur konzentrisch, son­dern auch exzentrisch zu arbeiten. Dies trifft z.B. dann zu, wenn die Abwärtsbewegung des Kör­per­schwerpunktes aufgefangen werden muss, also für den M. quadriceps femoris unmittelbar nach dem Bodenkontakt und für den Triceps surae während der Einbeinstandphase in der ersten Hälfte des Bodenkontaktes im Laufschritt. Ein weiteres Beispiel ist der M. tibialis anterior, welcher exzentrisch ein unkontrolliertes Abklappen des Vorfusses unmittelbar nach dem Fersenkontakt verhindert.
Mit zunehmender Laufgeschwindigkeit nimmt die Muskelaktivität zu, dies gilt vor allem für die jeweiligen Umkehrpunkte beim Vorschwingen und Rückschwingen des Beines. So wird das Abbremsen des Schwungbeines durch die ischio­crurale Muskulatur er­zeugt und ist mit grösserer Laufgeschwindigkeit zunehmend wichtig.

Bodenreaktionskräfte

Die Kräfte, die beim Gehen und Laufen auf den Boden übertragen werden, können mit Kraft­mess­platten erfasst werden. Normwerte wurden u.a. etabliert durch: Kadaba, 1989; Stüssi et al., 1980; Winter, 2005. Der Ver­lauf der Kraftangriffs­koordinate unter dem Fuss und die örtliche und zeitli­che Kraftentwicklung können grafisch (Abb. 2a) und numerisch oder als vierdimensionales Vektordiagramm (Abb. 2b) dargestellt werden (Stüssi, 1977; Stüssi et al., 1980). Die Werte werden absolut angegeben (in [N]) oder auf das Körpergewicht normiert (Dettwyler, 2005; Stacoff et al., 2005, 2007).
Bodenreaktionskräfte beim Gehen, vertikal: Beim Bodenkontakt über die Ferse erfolgt ein erster passiver Ausschlag (Fz1), der als «Impact Peak» bezeichnet wird. Im Verlauf des Auftretens erfolgt eine Kraftspitze (Fz2), die das Kör­pergewicht um den Faktor 1.2 bis 1.3 übersteigt, in Abhängigkeit der Ganggeschwindigkeit. Zu Beginn der Einbeinstandphase (Schwung­phase der Gegen­seite) erfolgt eine Hochentlastung, wobei sich der Körperschwerpunkt auf einer Flugparabel bewegt. Dies bewirkt ein Abfallen der vertikalen Boden­reaktionskräfte deutlich unter das Körpergewicht (Fz3). Im weiteren Verlauf der Standphase fällt der Körperschwerpunkt wieder nach unten, was durch die Wadenmuskulatur aufgefangen wird und einen erneuten Anstieg der Bodenreaktionskräfte ergibt. Die nächste Kraftspitze ist am Ende der Einbeinstandphase erreicht (Fz4). Dadurch erhält die Kurve der vertikalen Boden­reaktionskräfte ihre typische M-Form (Abb. 2).
Bodenreaktionskräfte beim Gehen, in der Gangrichtung betrachtet: Nach dem ersten Bodenkontakt wird in der Gangrichtung abgebremst und Mitte der Stand­phase erfolgt die Umkehr zur Beschleunigung. Beim hinkfreien Gehen im «Steady State» (d.h. mit konstanter Ge­schwindigkeit) ist die Fläche unter der Kraft-Zeitkurve (Impuls) beim Auftreten und Abstossen gleich gross (Abb. 2).
Bodenreaktionskräfte beim Gehen, medio-lateral: Die seitlichen Scherkräfte sind deutlich niedriger als die vertikalen Kräfte und auch als diejenigen in Gang­richtung (ca. Faktor 4 kleiner). Beim Bodenkontakt besteht eine kleine, nach medial gerichtete Kraft, die durch das Abbremsen der Aussenkreiselung des Schwungbeines zustande kommt, ge­folgt von lateralen Scherkräften unterschiedli­cher individueller Ausprägung (Abb. 2).

Bodenreaktionskräfte beim Laufen

Die Bodenreaktionskräfte beim Laufen entwickeln sich je nach den äusseren Bedingungen, die im Moment des Auftreffens des Fusses am Boden anzutreffen sind. Beim Fersenlauf wird eine deutliche erste Kraftspitze registriert (Abb. 3a), die beim Vorfusslauf (Abb. 3b) praktisch verschwin­det, weil mit dem Vorfuss eine viel kleinere Masse (Grössenordnung von 1 bis 2 kg) abgebremst werden muss als beim Fersenlauf (etwa 5 bis 10 kg, d.h. der Rückfuss und ein Teil des Unterschenkels). In den ersten rund 100 m/s des Bodenkontaktes eines Lauf­schrittes in mittle­rem Tempo sind diese Teilmassen nicht konstant, weil sie von den Gelenksstellun­gen am Fuss und Knie sowie vom Anteil der starren und sich bewegenden Masse (der sogenannten Schwabbelmasse) abhängig sind (Denoth, 1986; Gruber, 1998).
Mit zunehmender Laufgeschwindigkeit wird die Bodenkontaktzeit kürzer und die vertikale Kraft grösser (Abb. 3c). Somit wird deutlich, dass mit zunehmender Laufgeschwindigkeit die Be­lastung ansteigt. Der «Impact Peak» erfolgt innerhalb der ersten ca. 50 m/s und ist weitgehend eine Belastung passiver Strukturen. Obwohl oftmals als schädigend betrachtet ist es bisher aber nicht gelungen, das Ausmass und die Häufigkeit des Impact Peaks mit Langzeitschäden in Verbindung zu bringen (Nigg, 2001).

Exemplarisches Beispiel von Gehen und Laufen

In Teil 2 der vorliegenden Arbeit soll exemplarisch aufgezeigt werden, wie die oben vorgestellten Bewegungsmuster der einzelnen Gelenke und Segmente und die dabei involvierten Muskel­aktivitäten und Bodenreaktionskräfte im Vergleich von Gehen und Laufen dargestellt werden können. Als Proband diente ein 36-jähriger gesunder Mann. Kinematik, Kinetik und dynamische Elektromyographie wurden gemäss der oben beschriebenen Methodik simultan registriert (Abb. 4). Dargestellt werden die Messwerte und Kurvenverläufe des re­präsentativsten Durchganges aus fünf Aufnahmen (Abb. 5 bis 7). In Abbildung 4 sind die Fortschritte der Messsysteme seit anfangs dieses Jahrzehnts zu erkennen: Es können nun mehr Elektroden und Hautmarker verwendet werden, was die Messmethodik erheblich verbessert (s. Bachmann et al., 2008).
Zeit-/Distanzparameter
Die freie Ganggeschwindigkeit des Probanden ist beim ebenen Gehen mit 1,62 m/s im oberen Bereich der publizierten Normwerte. Die Laufgeschwindigkeit von 3,13 m/s entspricht einem leichten Joggen.

Kinematik, Kinetik und Muskelaktivität am Becken (Abb. 5)

Das Becken zeigt in der sagittalen Ebene ein individuell variables Mass an Kippung nach vorn, das von 5 Grad bis 20 Grad betragen kann. Der Proband hat mit einer Beckenkippung um 5 Grad (s. Kurve a. in Abb. 5) ein wenig nach vorn gekipptes Becken. Die Beckenkippung bleibt beim Gehen über den ganzen Bewegungszyklus weitgehend konstant. Im Laufschritt nimmt die Beckenkippung nach vorn zu im Vergleich zum ebenen Gehen, im vorliegenden Beispiel um ca. 10–15 Grad (s. Abb. 5: aa.), mit leichtem Aufrichten nach dem Auftreten. In der frontalen Ebene besteht beim Auftreten sowohl beim ebenen Gehen als auch beim Laufschritt ein seitlich leichtes Abfallen des Beckens zur Gegen­seite, die sich zur Schwung­phase vor­bereitet, in unserem Beispiel um 5,5 Grad bis 6 Grad (siehe b. bzw. bb.). Dies entspricht einem physiologischen «Trendelenburg­phäno­men» (siehe Tabelle 5, physiologisches Grundmuster). Während der Schwung­phase wird das Becken wieder angehoben. Das Abfallen wird durch exzen­trische, d.h. bremsende Aktivität der Abduktoren des Standbeines (M. Glutaeus medius, M. Tensor fasciae latae) kontrolliert, d.h. gebremst. Beim Lauf­schritt ist die Aktivität dieser Muskelgruppen beim Probanden fast 3-mal so hoch im Vergleich zum ebenen Gehen (siehe c. bzw. cc.). Die Rotation in der transversalen Ebene ist ge­kennzeichnet durch ein leichtes Vorrotieren der auftretenden Seite (siehe d. bzw. dd.). Die Bewe­gungsumkehr erfolgt mit oder kurz nach der Zehenablösung (siehe Tabelle 5, physiologisches Grundmuster). Beim vorliegenden Probanden bleibt die Rotation sowohl beim ebenen Gehen wie im Laufschritt wenig ausgeprägt.

Kinematik, Kinetik und Muskelaktivität an der Hüfte (Abb. 5)

Das Ausmass der Hüftbeugung beim Auftreten ist mit der Beckenkippung nach vorn ge­koppelt. Bei einer ausgeprägten Becken­kippung nach vorn ist die Hüfte stärker, bei einem aufgerichteten Becken weniger flektiert. Beim vorliegenden Probanden beträgt die Hüftbeugung beim Auftreten knapp 40 Grad (siehe e.). Wäh­rend der Standphase wird die Hüfte allmählich gestreckt, bis zur vollen Streckung Mitte des Zy­klus. Die Bewegungsumkehr erfolgt beim Gehen zum Zeitpunkt des Boden­kontaktes der Gegen­seite, mit Flexionsanstieg bereits während der Schwungvorberei­tung. Die Flexion wird ausgelöst durch kon­zentrische muskuläre Aktivität der Hüftbeuger (M. Iliacus, M. Psoas, M. Rectus femoris), gekop­pelt mit der kurz zuvor eingeleiteten Plantarflexion des Sprunggelenkes. Das Ausmass der Hüft­flexion während der Schwungphase hängt von der Beschleunigung während der Schwungeinlei­tung ab. Ende der Schwungphase wird das Bein durch den exzentrischen Einsatz der Hüftstrec­ker abge­bremst (M. Glutaeus maximus, ischiocrurale Muskulatur; (siehe f.). Diese sind bis in die Auftrittsphase aktiv. Im Laufschritt erfolgt die Bewegungsumkehr zur Streckung während der Schwungphase noch vor dem Bodenkontakt, mit konzentrischem Einsatz der Hüftstrecker (siehe ff.). Die Hüftstrecker sind beim Probanden Ende der Schwungphase etwa 1,5 Mal mehr aktiv als beim Gehen, zeigen im Verlaufe des Auftretens dann sogar eine etwa 3,5-mal hö­here Aktivität, mit konzentrischer Wirkung (siehe gg.). Der dynamische Bewegungsumfang ist während des Laufschritts geringer im Vergleich zum ebenen Gehen.

Kinematik, Kinetik und Muskelaktivität am Knie (Abb. 6)

Das Bewegungsmuster ist im Gehen und im Laufschritt grundsätzlich vergleichbar, mit höheren Bewegungsausschlägen im Laufschritt. Beim ersten Bodenkontakt ist das Knie weitgehend ge­streckt. Während des Auftretens führt es beim ebenen Gehen eine Flexionsbewegung von ca. 20 bis 25 Grad durch (s. Kurve a. in Abb. 6), die durch die äusseren Kräfte (Schwerkraft) zustande kommt. Im Lauf­schritt ist die Knieflexion ausgeprägter (siehe aa.) und erreicht hier 40°. Das Ausmass dieser Knie­flexion ist geschwindigkeitsabhängig. Die Streck-Muskulatur (Quadri­ceps) ist zur Ab­bremsung dieser Bewegung exzentrisch aktiv (siehe b. und Tabelle 5, physiologisches Grundmuster). Die Quadricepsmusku­latur (M. Vastus lateralis und medialis) ist beim vorliegenden Probanden im Laufschritt ca. 2- bis 3-mal aktiver als beim Gehen (siehe bb.). Das Knie beginnt sich beim Gehen zu Beginn der Ein­beinstandphase zu strecken (siehe c.), in­dem die Kraftangriffslinie vor das Knie fällt. Zu diesem Zeitpunkt im Bewegungsab­lauf ist die Streck­muskulatur nicht mehr aktiv. Auch im Laufschritt nimmt die Quadricepsaktivität nach der Bewe­gungsumkehr Richtung Streckung Mitte der Standphase rasch ab. Während der Einbein­stand­phase des freien Gehens bleiben die knienahen Oberschenkelmuskeln stumm. Als einziger Mus­kel ist der zwei Gelenke überbrückende M. Gastrocnemius aktiv. Gleichzeitig mit der Stabili­sierung des Sprunggelenkes wirkt er beim Gehen auch auf das Knie als hinterer Stabilisator. Während der Schwungvorbereitung wird das Knie gekoppelt mit der Hüftflexion d.h. mit der Aktivität des M. Iliopsoas, und der Sprung­gelenks­plantarflexoren «passiv» flektiert, ohne dass die knienahe Muskulatur selbst aktiv werden muss. In der frühen Schwungphase wird beim Gehen die maximale Flexion von ca. 62 Grad er­reicht (siehe d.), mit «pendelartiger» Bewegungsumkehr. Im Laufschritt ist die maximale Flexion stärker ausgeprägt (siehe dd.). Bei unserem Probanden misst sie 86°. Bis zum erneuten Aufsetzen des Fusses wird das Knie wieder gestreckt. Ende der Schwungphase wird die Bewegung durch die ischiocrurale Muskulatur abge­bremst (siehe e. bzw. ee.). Als Vorbereitung zur «Landung» beginnt auch die Streck­muskulatur ihre Aktivitätsphase gegen Ende der Schwungphase, im Sinne einer Co-Aktivation mit den Beugern, mit Andauern der Aktivität in die nächste Auftrittsphase.

Kinematik, Kinetik und Muskelaktivität an den ­Sprunggelenken (Abb. 7)

Das normale physiologische Gehen ist gekennzeichnet durch das Auftreten über die Ferse (siehe Tabelle 5, physiologisches Grundmuster), wogegen im Laufschritt der erste Bodenkontakt über die Ferse oder den Vorfuss erfolgen kann. Beim Gehen befindet sich das Sprunggelenk zum Zeitpunkt des Bodenkontaktes etwa in Neutralstellung. Nach dem Bodenkontakt folgt ein kontrolliertes Herunterlassen des Fusses mit exzen­trischer Aktivität des M. Tibialis anterior, bis der Fuss flach auf dem Boden ist (siehe Abb. 7: a.). Indem der Unter­schenkel allmäh­lich über den fixierten Fuss nach vorne rotiert, resultiert eine domförmige Dorsal­­­flexions­bewegung (siehe b.).
Diese Bewegung wird durch anfänglich exzen­trische, dann isometrische Kontraktion der Plantar­flektoren kontrolliert (siehe c.). Je nach Gangart, mit «Ab­rollen» oder «Abstossen», fällt das Ausmass der Dorsalflexion und auch die konzentrische Aktivität der Plantar­flektoren Ende der Einbeinstandphase unterschiedlich aus. Bei unserem Pro­banden beträgt die Dorsal­flexionsbewegung wenige Grade, mit weitgehend isometrischem Ein­satz der Plantar­­flektoren. Bei langsamerem Gehen kann die Dorsalflexions­bewegung stärker aus­geprägt sein, mit späterer Bewegungsumkehr zur Plantarflexion. Bei schnellem Gehen erfolgt die Bewegungsumkehr früher, mit kurzem konzentrischem Einsatz der Plantar­flektoren. Die Aktivität der Plantarflek­toren nimmt nach Aufsetzen der Gegen­seite während der Entlastungsphase rasch ab. Bei der Zehenablösung wird der M. Tibialis anterior erneut aktiv, um den Fuss gegen die Schwerkraft anzuheben (siehe d.). Im Laufschritt tritt der Proband über die Ferse auf, das Sprunggelenk ist bereits beim Bodenkontakt stärker dorsalflektiert als beim Gehen (siehe aa.). Nach einer kurzen Bewegung Richtung Plantar­flexion beim Herunterlassen des Fusses tritt eine Dorsalflexionsbewegung bis 22,5 Grad auf (siehe bb.), kontrolliert durch die exzentrische Aktivität der Plantarflektoren. Nach der Bewegungsum­kehr mit konzentrischer Aktivität der Plantar­flektoren nimmt diese rasch ab.
Bodenreaktionskräfte: In Abbildung 7 sind neben den Bewegungskurven und den Muskel­akti­vitäten auch die zeitlichen Verläufe der Bodenreaktionskräfte dargestellt, normalisiert zum Kör­pergewicht. Beim Gehen betragen die Spitzenwerte der vertikalen Kräfte 1.2-mal das Körper­ge­wicht [BW], im Laufschritt 2.6 [BW] (siehe e. bzw. ee.). Die Verdoppelung der Ganggeschwindigkeit vom Gehen zum Laufen verursacht hier also auch eine Verdoppelung der Boden­reaktionskräfte.

Schlussfolgerung

Mit heutigen Messmethoden kann der menschliche Gang detailliert beschrieben, quantifiziert und objektiviert werden. Für die Interpretation der erhaltenen Resultate ist es jedoch für den Kliniker und den Wissenschafter von grosser Bedeutung, die Aussagekraft und Limitierung der zur Verfügung stehenden Methoden zu kennen: Einfache Messmethoden, zwar für den klinischen Alltag geeignet, erlauben meist nur die Erfassung von globalen Funktionsparametern. Erst mit einer komplexen, instrumentierten Bewegungsanalyse ist es möglich, kinematische, kinetische und elektromyographische Informationen simultan zu erfassen und mögliche Pathomechanismen und Bewegungsstrategien auf­zudecken.

Korrespondenz

Inès A. Kramers-de Quervain
Chefärztin Rheumatologie & Rehabilitation,
Schulthess Klinik
Lengghalde 2, 8008 Zürich

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