Elektromyografická aktivita svalov predkolenia počas chôdze na vysokých podpätkoch


Electromyography Activity of Lower Leg Muscles during Walking on High Heels

In the present study we describe and analyze the course of electromyography activity (EMG) of lower leg muscles during walking barefoot, on the low and high heels. Twenty-three young healthy females participated in our study. The EMG of lower leg muscles: medial gastrocnemius, soleus muscle and tibialis anterior, were monitored by surface electromyography during natural women walk. At the same time, the acceleration and angular velocity of movement of the tibia was recorded by inertial measuring device (accelerometer and gyroscope). The results showed, that the increase of heel height activated and the prolonged tonic activity of lower leg muscles (triceps surae). Furthermore, significantly was changed the course of electromyography activity in muscles monitored.

Key words:
surface electromyography, lower leg muscles, gait, high-heel shoes


Autoři: M. Mokošáková 1;  F. Hlavačka 2
Působiště autorů: Katedra živočíšnej fyziológie a etológie, PRIF UK, Bratislava vedúci katedry prof. RNDr. M. Zeman, DrSc. 1;  Laboratórium regulácie motoriky, ÚNPF SAV, Bratislava vedúci laboratória Ing. F. Hlavačka, CSc. 2
Vyšlo v časopise: Rehabil. fyz. Lék., 19, 2012, No. 4, pp. 181-189.
Kategorie: Původní práce

Souhrn

V predkladanej štúdii sme popísali a analyzovali priebeh elektromyografickej aktivity svalov predkolenia počas chôdze naboso, na nízkych a vysokých podpätkoch. Merania sa zúčastnilo 23 mladých a zdravých žien. Testovanou úlohou bola prirodzená ženská chôdza, počas ktorej sme snímali elektrickú aktivitu svalov dolnej končatiny: m. gastrocnemius medialis, m. soleus a m. tibialis anterior pomocou povrchovej elektromyografie. Súčasne sme zaznamenávali inerciálnym meracím zariadením (akcelerometer a gyroskop) zrýchlenie a uhlovú rýchlosť pohybu predkolenia. Výsledky ukázali, že so zvyšujúcou výškou podpätkov sa zvyšuje a časovo predlžuje tonická aktivita svalov m. triceps surae. Súčasne sa počas kroku výrazne menil priebeh elektromyografickej aktivity sledovaných svalov.

Kľúčové slová:
povrchová elektromyografia, svaly predkolenia, chôdza, topánky na vysokom podpätku

ÚVOD

V poslednej dobe ženy nosia topánky na vysokých podpätkoch častejšie a radšej, ako na nízkych s cieľom atraktivity a sledovania módnych trendov. Americká lekárska podiatrická asociácia zistila, že 62 % žien nosí topánky na vysokom podpätku (od 5 cm) krátky čas v rámci dňa. Napriek tomu až 39 % z nich nosí vysoké topánky viac ako 8 hodín denne, čo prináša množstvo negatívnych dopadov na zdravie žien (2).

Doterajšie štúdie venované noseniu topánok na vysokých podpätkoch sa zameriavali predovšetkým na ich negatívne vedľajšie účinky, ako napr. bolesti chrbta a nôh (3, 13, 18), bolesti kolien (10), skrátenie Achillových šliach (24) a distorzie členkov (21). Zároveň bolo preukázané, že obvyklé nosenie takýchto topánok zvyšuje spotrebu kyslíka (9), skracuje dĺžku kroku (1, 7) a spôsobuje ďalšie zmeny v štruktúre chôdze (11, 12, 32). Podľa Kerrigana a kol. (17) má nosenie vysokých podpätkov potenciálne väčšie predispozície k vzniku degeneratívnej osteoartritídy kolena.

Doteraz len málo štúdií sa zaoberalo elektromyografickou aktivitou svalov predkolenia počas dynamickej aktivity - chôdze na vysokých podpätkoch. Cieľom našej štúdie bolo zistiť, ako sa mení priebeh elektromyografickej aktivity vybraných svalov predkolenia počas chôdze žien vplyvom zvyšujúceho sa podpätku topánky.

PROBLEMATIKA

Chôdza na vysokých podpätkoch

Topánky na vysokom podpätku vytvárajú ilúziu dlhých nôh a zvýrazňujú obrysy lýtok vďaka trvale napätému zadnému lýtkovému svalu. Kompenzačné pohyby pri chôdzi na vysokých podpätkoch podmieňujú vysunutie sedacích svalov dozadu, hrudníka dopredu, a tým sa telo stáva vypnuté. Pri zdvihnutí päty sa oporná plocha zmenšuje, stavanie sa na prsty presúva ťažisko zo zadnej časti chodidla na palce, ktoré nie sú na nosenie záťaže prispôsobené (19). Dôsledkom toho je skrátenie ženského kroku. Skracovanie krokov kompenzuje nestabilitu tela a chráni ho pred stratou rovnováhy (22). Zároveň sa mení celá biomechanika chôdze. Normálna chôdza sa uskutočňuje podľa schémy – päta, celá noha, špička. Pri chôdzi na vysokých podpätkoch sa krok deformuje, žena našľapuje celou nohou pri prvom dotyku so zemou, alebo dokonca opačne, najprv špičkou a potom celých chodidlom (19).

Pasívne fixovanie nohy v plantárnej flexii narúša rovnováhu práce svalov predkolenia, vyraďuje predný lýtkový sval z činnosti a neúmerne zaťažuje zadný lýtkový sval. Dôsledkom dlhodobého tonického zaťaženia lýtkových svalov dochádza k ich skráteniu, tiež k bolestiam nôh, ale aj k bolestiam ďalších častí pohybového systému žien následkom zlého držania tela (15).

Zo zdravotného hľadiska je podpätok veľkým problémom. Experimentálne sledovania ukázali, že negatívne funkčné zmeny narastajú pri zdvíhaní päty od podložky plynule. To znamená, že optimálny podpätok je nízky a prirodzená poloha nohy horizontálna. Stredne vysoké podpätky predstavujú menšie zlo ako vysoké, ale nemali by sa nosiť trvale (9).

METODIKA

Cieľom prezentovanej štúdie, uskutočnenej v laboratóriu regulácie motoriky ÚNPF SAV, bolo zaznamenať a analyzovať chôdzu mladých žien pri rôznej tonickej aktivite vybraných svalov predkolenia vyvolanú použitím topánok s rôznou výškou opätku. Ďalej zistiť vplyv zvyšujúceho sa podpätku na priebeh ich elektromyografickej aktivity.

Štúdie sa zúčastnilo 23 zdravých dobrovoľníčok vo veku 19-25 rokov (priemerný vek 22,9 rokov). Testované subjekty museli spĺňať nasledovné podmienky – absencia úrazu dolných končatín, vrodených či získaných abnormalít, neurologických a ortopedických ochorení dolných končatín. Pre merania sme vybrali dominantnú dolnú končatinu, v prípade všetkých zúčastnených žien sa jednalo o pravé predkolenie. Pre homogenitu súboru subjektov bola zvolená približne rovnaká veková skupina ženského pohlavia, pre ktorú bola charakteristická len výnimočnosť nosenia topánok na vysokých podpätkoch. Každá žena si doniesla svoje vlastné topánky na nízkom podpätku, ktorých výška sa mohla pohybovať v rozmedzí 3-5 cm (priemerná výška bola 3,8 cm) a na vysokom podpätku v rozmedzí 7-12 cm (priemerná výška bola 9,3 cm). Pred meraním boli osoby informované o priebehu merania a všetky s ním dobrovoľne súhlasili.

Testovanou úlohou bola prirodzená ženská chôdza, počas ktorej sme snímali elektrickú aktivitu troch svalov predkolenia – m. gastrocnemius medialis (GSM), m. soleus (SO) a m. tibialis anterior (TA) – pomocou povrchovej elektromyografie s bezdrôtovým prenosom EMG údajov do počítača (obr. 1) (Zebris Medical GmbH, Nemecko).

Zebris DAB-Bluetooth elektromyografické meracie zariadenie (Zebris Medical GmbH, Nemecko).
Obr. 1. Zebris DAB-Bluetooth elektromyografické meracie zariadenie (Zebris Medical GmbH, Nemecko).

 Súčasne sme zaznamenávali inerciálnym meracím zariadením s bezdrôtovým prenosom údajov do počítača (obr. 2) – 3D akcelerometer a 3D gyroskop – zrýchlenie a uhlovú rýchlosť pohybu predkolenia (Xsens Technologies B.V., Holandsko). Experiment bol rozdelený do troch situácií – naboso (bo), na nízkom (no) a vysokom podpätku (vo), pričom sledované údaje boli v každej situácii namerané v troch opakovaniach.

Inerciálna meracia jednotka Xbus Master s jedným MTx senzorom (Xsens Technologies B.V., Holandsko).
Obr. 2. Inerciálna meracia jednotka Xbus Master s jedným MTx senzorom (Xsens Technologies B.V., Holandsko).

K elektromyografickému zariadeniu sme použili jednorazové samolepiace elektródy kruhového tvaru a duálneho charakteru, vyrobené z Ag/AgCl (striebro/chlorid strieborný) s vrstvičkou vodivého gélu (Noraxon Inc., USA). Veľkosť plochy elektródy 2 cm2 s detekčnou plochou 1 cm2 a vzdialenosť medzi elektródami 2 cm. Pred aplikáciou elektród mala vyšetrovaná osoba vopred vyholené pravé predkolenie. Miesto nalepenia sme vyčistili a odmastili s cieľom zníženia impedancie a zlepšenia kontaktu medzi elektródami a pokožkou. Umiestnenie elektród vo veľkej miere ovplyvňuje charakter snímaného elektromyografického signálu, preto boli prilepené na pokožku nad svalovým bruškom, paralelne s priebehom svalových vláken a upevnené. Okrem elektród sme k pokožke upevnili aj zosilňovače a káble, aby sa čo najviac zamedzil vznik pohybových artefaktov. Súčasťou prvého kanálu bola uzemňovacia elektróda, ktorú sme umiestnili na distálnu časť holennej kosti. Po nalepení elektród sme vyšetrovanú osobu vyzvali, aby príslušný sval niekoľkokrát napla a uvoľnila. Opakovanou flexiou a extenziou zdvihnutej nohy vpred sme overili TA, opakovaným postavením na špičky prstov a späť na celé chodidlo GSM a SO. Tieto pohyby umožnili skontrolovať správnosť nanesenia elektród. V pokojnom stave svaly vykazovali minimálnu aktivitu, takže každé napnutie svalov sa okamžite zobrazilo na monitore počítača v podobe EMG krivky. Senzor inerciálneho meracieho zariadenia (MTx) sme fixovali uprostred prednej strany pravého predkolenia. Obe meracie jednotky s bezdrôtovým prenosom údajov do počítača sme umiestnili na páse vyšetrovaného subjektu pomocou opasku. Počas sledovanej chôdze sa subjekt mohol pohybovať prirodzene bez akéhokoľvek obmedzenia.

Pred začatím merania sa subjekt postavil pred štartovaciu čiaru prirodzene, s nohami vedľa seba a zaujal relaxovaný vzpriamený postoj. Potom sme spustili meranie oboch prístrojov. Subjekt vykročil vždy pravou nohou, na ktorej boli umiestnené všetky snímacie senzory. Kráčal normálnou rýchlosťou pozdĺž laboratória (5 m), na konci ktorého sa otočil (za vyznačenou čiarou) a pokračoval naspäť za štartovaciu čiaru, kde zostal stáť, meranie sme zastavili. Chôdza bola opakovaná vždy trikrát v každej situácii – naboso, na nízkom a vysokom podpätku. Schematické znázornenie princípu merania sa nachádza na obrázku 3.

Merací princíp SEMG a inerciálneho systému.
Obr. 3. Merací princíp SEMG a inerciálneho systému.

Spracovanie a analýzu elektromyografických signálov sme vykonali na počítači v programe WinData 2.22.x (Zebris Medical GmbH, Nemecko). EMG údaje sme zaznamenali z troch svalov (m. gastrocnemius medialis – GSM, m. soleus – SO a m. tibialis anterior – TA). Vzorkovaciu frekvenciu digitalizácie signálov sme zvolili 200 Hz, teda dvojnásobok frekvencie druhého snímacieho zariadenia.

V druhom súčasnom meraní sme zaznamenávali inerciálne signály na počítači v programe Xsens MT Manager (Xsens Technologies B.V., Holandsko). Tento program vykonával analýzu akcelerometrických a gyroskopických signálov a zaznamenával 3D zrýchlenie a 3D uhlovú rýchlosť pravého predkolenia. Vzorkovacia frekvencia digitalizácie signálov bola 100 Hz.

Získané údaje sme spracovali a analyzovali v programe MATLAB. Zo samotného EMG záznamu bolo obtiažne určiť krok, resp. jeho začiatok a koniec. Na identifikáciu kroku nám poslúžili akcelerometrické a gyroskopické údaje predozadného pohybu predkolenia, kde bol jasne viditeľný úder päty o podlahu. Nasledovalo ohraničenie a výber samotných krokov s prislúchajúcou EMG aktivitou pozorovaných svalov a rektifikácia elektromyografických signálov. Z každého záznamu chôdze subjektu sme vybrali vždy štyri kroky. Keďže záznam v jednej situácii sa trikrát opakoval, pre hodnotenie sme získali záznamy 12 krokov v každej situácii u každého subjektu. Okrem úpravy rektifikácie sme uskutočnili normalizáciu času, ktorou sme získali percentuálne (relatívne) vyjadrenie dĺžky trvania kroku (relatívny krok 0-100 %). Vykonali sme to z dôvodu rôznej rýchlosti chôdze každej osoby, a tým rôznej dĺžky trvania kroku, ktorý sa menil aj vplyvom rôznej výšky podpätku. Na základe relatívneho kroku sme využili poznatky najčastejšie preferovaného delenia cyklu chôdze na jednotlivé úseky. Ďalej sme získali priemernú EMG aktivitu počas relatívneho kroku. Nakoniec sme uskutočnili normalizáciu EMG signálov k strednej hodnote priemeru EMG aktivity pri chôdzi naboso. Získali sme percentuálne vyjadrenie miery aktivity svalov v troch situáciách, kedy zostal zachovaný charakter priebehu amplitúdy v čase.

Spracované údaje sme štatisticky vyhodnotili v programe SPSS pomocou jednofaktorovej analýzy rozptylu (ANOVA) a na porovnanie rozdielov medzi situáciami sme použili post-hoc Tukey-ho test.

VÝSLEDKY

Popis priebehu elektromyografickej aktivity svalov predkolenia počas chôdze v situáciách naboso, na nízkom a vysokom podpätku

Počas kroku mali pozorované svaly predkolenia (grafy 1, 2, 3) dva alebo viac vrcholov elektrickej aktivity. Keďže chôdza je cyklický pohyb, svalová aktivita sa opakovala pri každom kroku.

Sval GSM mal v situácii naboso dva vrcholy aktivity (graf 1). Jeden veľký, počas celej opornej fázy kroku (0-60 %) a druhý, malý, trvajúci krátko v strede švihu (60-100 %). V situácii na nízkom a vysokom podpätku bol prvý vrchol aktivity nižší v porovnaní so situáciou naboso. Z priebehov EMG bol jasne viditeľný posun v dĺžke trvania aktivity GSM v rámci opornej fázy kroku (vo>no>bo). Čím bol podpätok vyšší, tým bola aktivita svalu dlhšia. Druhý vrchol aktivity prebiehal na úrovni medzišvihu vo všetkých situáciách. Čím bol podpätok vyšší, tým bola aktivita druhého vrcholu GSM vyššia. V prípade nízkeho a vysokého podpätku sa objavila zvyšujúca aktivita pred koncom kroku, ktorá prechádzala do nasledujúceho kroku v rámci opornej fázy. Teda môžeme povedať, že na konci kroku nedochádzalo k relaxácii GSM ako v prípade naboso. Preto každý nový krok sa začínal s určitým napätím svalu. Čím bol podpätok vyšší, tým bola východisková aktivita svalu vyššia.

Normalizovaná priemerná EMG aktivita m. gastrocnemius medialis (GSM) počas relatívneho kroku pri troch veľkostiach podpätku: čierna krivka – naboso, modrá – nízky a červená – vysoký podpätok.
Graf 1. Normalizovaná priemerná EMG aktivita m. gastrocnemius medialis (GSM) počas relatívneho kroku pri troch veľkostiach podpätku: čierna krivka – naboso, modrá – nízky a červená – vysoký podpätok.

Podobne bol na tom synergický sval SO (graf 2). V porovnaní s GSM bol priebeh EMG podobný a aktivita SO nižšia.

Normalizovaná priemerná EMG aktivita m. soleus (SO) počas relatívneho kroku pri troch veľkostiach podpätku: čierna krivka – naboso, modrá – nízky a červená – vysoký podpätok.
Graf 2. Normalizovaná priemerná EMG aktivita m. soleus (SO) počas relatívneho kroku pri troch veľkostiach podpätku: čierna krivka – naboso, modrá – nízky a červená – vysoký podpätok.

Sval TA mal vo všetkých situáciách (bo, no, vo) dve obdobia aktivity (graf 3), najväčšie pri údere päty o podlahu, t.j. na začiatku a na konci kroku. V situáciách na nízkom a vysokom podpätku bola aktivita približne rovnaká a zároveň vyššia v porovnaní so situáciou naboso. Druhý, menší vrchol aktivity, vznikol v predšvihu odrazom špičky nohy pred začiatkom švihovej fázy kroku. Vrchol aktivity v prípade nízkeho a vysokého podpätku sa dosiahol skôr a bol nižší ako v situácii naboso, ktorý nastúpil neskôr a bol vyšší. Obdobie opornej fázy sa vyznačovalo relaxáciou TA, ale z priebehov kriviek troch situácií bolo viditeľné, že so zvyšujúcim sa podpätkom nedosiahne až také uvoľnenie svalu ako v situácii naboso.

Normalizovaná priemerná EMG aktivita m. tibialis anterior (TA) počas relatívneho kroku pri troch veľkostiach podpätku: čierna krivka – naboso, modrá – nízky a červená – vysoký podpätok.
Graf 3. Normalizovaná priemerná EMG aktivita m. tibialis anterior (TA) počas relatívneho kroku pri troch veľkostiach podpätku: čierna krivka – naboso, modrá – nízky a červená – vysoký podpätok.

Z priebehov elektromyografických aktivít svalov predkolenia možno vidieť prítomnosť ko-kontrakcie, t.j. súčasnej kontrakcie agonistu (TA) s antagonistom (GSM, SO). Ko-kontrakcia sa objavila len pri chôdzi na nízkych a vysokých podpätkoch v úseku kroku od končiaceho švihu po zaťaženie (87-100 % a 0-12 % cyklu chôdze).

Vplyv zvyšujúceho sa podpätku na amplitúdu elektromyografickej aktivity svalov predkolenia počas dvoch fáz chôdze

Do štatistického spracovania sme použili priemerné a zároveň normalizované elektromyografické hodnoty signálov z pozorovaných svalov z dvoch hlavných fáz kroku – stoj (0-60 % kroku, stance - S) a švih (60-100 % kroku, swing - SW) – z celého relatívneho kroku (0-100 %, relative step - RS) a zároveň z troch situácií (bo, no, vo). Túto analýzu sme vykonávali pre každý sval predkolenia (GSM, SO, TA) samostatne.

Štatistickou analýzou sme dokázali (tab. 1), že amplitúdy EMG aktivít svalov GSM a SO medzi situáciami (bo, no, vo) v opornej (len u SO), švihovej fáze kroku a počas celého relatívneho kroku (u oboch svalov) sa medzi sebou líšia. Dokonca vo všetkých prípadoch bol významný rozdiel na hladine významnosti  p<0,001. V opornej fáze kroku pri svale GSM sa výsledok len približoval k štatistickej významnosti na hladine p<0,05. U svalu TA sme signifikanciu zistili v opornej fáze kroku, kde štatistická významnosť dosiahla hladinu <0,001 a v celom relatívnom kroku <0,05.

Tab. 1. Prehľad významnosti výsledkov jednofaktorovej analýzy rozptylu (medzi tromi situáciami – bo, no, vo). Významnosť na hladine p<0,05. (S – stoj, oporná fáza kroku, SW – švih, švihová fáza kroku, RS – relatívny krok, TA – m. tibialis anterior, GSM – m. gastrocnemius medialis, SO – m. soleus, sig. – signifikancia).
Prehľad významnosti výsledkov jednofaktorovej analýzy rozptylu (medzi tromi situáciami – bo, no, vo). Významnosť na hladine p&lt;0,05. (S – stoj, oporná fáza kroku, SW – švih, švihová fáza kroku, RS – relatívny krok, TA – m. tibialis anterior, GSM – m. gastrocnemius medialis, SO – m. soleus, sig. – signifikancia).

Na hlbšiu analýzu štatisticky významných rozdielov v rôznych situáciách (bo, no, vo) sme použili post-hoc Tukey-ho test. Výsledky testu sú zobrazené v grafe 4.

Grafické znázornenie EMG hodnôt m. gastrocnemius medialis (GSM), m. soleus (SO) a m. tibialis anterior (TA) v troch situáciách: bo – naboso, no – nízky, vo – vysoký podpätok, v jednotlivých fázach kroku: stoj (S), švih (SW). Hodnoty sú uvádzané ako priemer ± SEM. * p&lt;0,05; ** p&lt;0,01; *** p&lt;0,001.
Graf 4. Grafické znázornenie EMG hodnôt m. gastrocnemius medialis (GSM), m. soleus (SO) a m. tibialis anterior (TA) v troch situáciách: bo – naboso, no – nízky, vo – vysoký podpätok, v jednotlivých fázach kroku: stoj (S), švih (SW). Hodnoty sú uvádzané ako priemer ± SEM. * p<0,05; ** p<0,01; *** p<0,001.

Z grafu 4 je jasne viditeľná závislosť stúpajúcej elektromyografickej aktivity v závislosti od zvyšujúceho sa podpätku vo švihovej fáze kroku u zadnej skupiny svalov predkolenia (GSM a SO). V opornej fáze kroku sa podobná závislosť nepotvrdila, aj keď u svalu SO v situácii bo-vo a no-vo sa významnosť preukázala (p<0,01). U svalu TA, ktorý je aktívny v proti fáze, sa prejavila závislosť stúpajúcej elektromyografickej aktivity v závislosti od zvyšujúceho sa podpätku v opornej fáze kroku.

V konečnom dôsledku, aj keď sú svaly v jednej fáze aktívnejšie a v druhej pasívnejšie, priemerná EMG aktivita pozorovaných svalov na celý relatívny krok vplyvom zvyšujúceho podpätku si zachovala tendenciu vzostupu a vysoký podpätok si zachoval výrazne najvyššiu EMG aktivitu (graf 5). EMG aktivita GSM a SO na relatívny krok preukázala významnosť v situácii bo-vo a no-vo (p<0,001) a u svalu TA len v situácii no-vo (p<0,05). Z toho vyplýva, že nosenie nízkych podpätkov nemalo až taký výrazný vplyv na elektromyografickú aktivitu. Hodnoty EMG z nosenia nízkych podpätkov boli takmer porovnateľné (nelíšili sa) s chôdzou naboso. Keďže SO je synergický sval k GSM, o čom svedčí aj podobný priebeh EMG týchto svalov, v prípade relatívneho kroku EMG aktivita SO vyšla štatisticky rovnako ako u GSM.

Grafické znázornenie EMG hodnôt pozorovaných svalov m. gastrocnemius medialis (GSM), m. soleus (SO) a m. tibialis anterior (TA) v troch situáciách: bo - naboso, no - nízky, vo - vysoký podpätok, na relatívny krok. Hodnoty sú uvádzané ako priemer ± SEM. * p&lt;0,05; ** p&lt;0,01; *** p&lt;0,001.
Graf 5. Grafické znázornenie EMG hodnôt pozorovaných svalov m. gastrocnemius medialis (GSM), m. soleus (SO) a m. tibialis anterior (TA) v troch situáciách: bo - naboso, no - nízky, vo - vysoký podpätok, na relatívny krok. Hodnoty sú uvádzané ako priemer ± SEM. * p<0,05; ** p<0,01; *** p<0,001.

DISKUSIA

V našej štúdii podávame popis a analýzu priebehu EMG aktivity svalov predkolenia počas chôdze naboso, na nízkych a vysokých podpätkoch. Zistili sme, že so zvyšujúcou výškou podpätkov sa zvyšuje a časovo predlžuje tonická aktivita svalov predkolenia, a tým sa výrazne mení priebeh EMG aktivity sledovaných svalov.

Nosenie topánok na vysokých podpätkoch je doménou žien. V našej štúdii sme sa zamerali práve na ženskú chôdzu. Nebola to umelo vytvorená aktivita, ale testovali sme v laboratóriu prirodzený pohyb žien, počas ktorého sme snímali EMG aktivitu svalov (GSM, SO, TA) a zaznamenávali 3D zrýchlenie a 3D uhlovú rýchlosť predkolenia.

Aktivitu svalov počas chôdze možno dokumentovať pomocou elektromyografie, no výskumy rôznych autorov sa líšia. Príčinou môže byť rôzny rozsah súboru, rôzna metodika či chyba merania. Žiadny cyklický pohyb nie je pri opakovaní uskutočnený úplne zhodne, čo je zrejmé tým viac, čím dokonalejšie sú diskriminačné možnosti pozorovateľa (28). Môžeme usudzovať, že aj nosenie rôzne vysokých podpätkov sa prejavilo v individuálnom stereotype chôdze žien.

Zdvihnutím päty z podlahy pri nosení vysokých podpätkov je výrazne ovplyvnená stabilizačná zložka členka. Najstabilnejšia poloha nastáva počas chôdze v čase dvojoporovej fázy, kedy sú obidve končatiny v kontakte s podkladom (20). Basmajian a Bentzon (4) zistili, že nosenie vysokých podpätkov u žien bolo sprevádzané zvýšením aktivity niektorých svalov nohy, a to kvôli zvýšenej nestabilite. Vysoké amplitúdy EMG pozorovali tiež u svalov predkolenia pri nosení vysokých podpätkov Joseph a Nightingale (16) z dôvodu nestability pri udržiavaní postoja tela.

Z našich nameraných priebehov a veľkostí amplitúd EMG svalov predkolenia môžeme usudzovať, že chôdza na vysokých podpätkoch je náročná na stabilitu tela. Pri dynamicky náročných situáciách jednooporovej fázy cyklu chôdze vykazovali svaly GSM a SO zvýšenú EMG aktivitu. Pri posturálne menej náročných situáciách, t.j. počas dvojoporovej fázy cyklu chôdze, prevažovala aktivita TA. Hlavne pri údere päty o podklad a odrazom špičky nohy pred začiatkom švihovej fázy kroku. Môžeme povedať, že všetky tri svaly sa podieľali na stabilizácii predkolenia počas chôdze. Vzhľadom na to, že jednooporová fáza trvala dlhšie na jeden cyklus chôdze, resp. krok, museli byť svaly (GSM a SO) dlhšie napäté. Počas chôdze so stúpajúcou výškou podpätkov sa aktivita zadných lýtkových svalov zvyšovala a dĺžka trvania tonického napätia predlžovala. Preto pri nosení topánok na vysokých podpätkoch sa prejavuje dlhodobé napätie zadných lýtkových svalov ich skrátením, pretože kostrový sval je veľmi tvárne tkanivo, ktoré sa môže morfologicky a funkčne prispôsobiť ku chronickým zmenám v mechanickom zaťažení (6).

Počas kroku majú pozorované svaly predkolenia dva alebo viac vrcholov elektrickej aktivity, ktoré sa opakujú pri každom kroku (20). Sval GSM mal počas chôdze naboso dva vrcholy aktivity, no so stúpajúcou výškou podpätku sa ku koncu kroku objavila aj tretia. Prvý najväčší vrchol aktivity trval počas celej opornej fázy kroku. V situácii naboso bol najvyšší a s výškou podpätku pravdepodobne klesal (nepotvrdila sa nám štatistická významnosť), pretože sa predlžovala dĺžka trvania aktivity tohto svalu (vo>no>bo). Jasne viditeľný časový posun z priebehov amplitúd EMG sa podarilo aj štatisticky dokázať. Teda čím bol podpätok vyšší, tým bola aktivita svalu dlhšia, čo je v súlade so zistením inej štúdie (15). Zvýšená aktivita GSM po celú dobu opornej fázy kroku (8, 15) vznikla kvôli tomu, že hmotnosť tela niesla oporná končatina, ktorá zabezpečovala stabilitu celého tela (5, 25, 27) a v členkovom kĺbe sa menila plantárna flexia na dorzálnu (23, 25, 28, 31). V okamihu zdvihu päty z podlahy bola dosiahnutá maximálna dorzálna flexia a GSM zahájil plantárnu flexiu (5, 23, 31), ktorá prestala ako náhle sa dostala do kontaktu s podlahou kontralaterálna končatina (5, 23). V čase predšvihu a počiatočného švihu bol sval relaxovaný. V medzišvihu sa už objavil druhý vrchol aktivity, ktorý bol pomerne nižší v porovnaní s prvým (30). Táto nízka úroveň svalovej aktivity pravdepodobne pomáhala kolennej flexii (20). Zistili sme, že čím bol podpätok vyšší, tým bola aktivita druhého vrcholu vyššia. V situácii naboso až do ukončenia kroku prebiehala relaxácia. Pri chôdzi na nízkych a vysokých podpätkoch sa objavila zvyšujúca aktivita pred koncom kroku, ktorá prechádzala do nasledujúceho kroku v rámci opornej fázy. Teda môžeme povedať, že na konci kroku nedochádzalo k relaxácii GSM ako v prípade naboso. Každý ďalší nový krok sa začal vždy už s určitým napätím svalu. Čím bol podpätok vyšší, tým bola východisková aktivita svalu vyššia. Na základe výsledkov švihovej fázy a celého relatívneho kroku môžeme povedať, že so stúpajúcou výškou podpätku sa zvyšovala amplitúda EMG GSM.

Keďže GSM a SO tvoria svalovú skupinu, zúčastňujú sa na súčasnej kontrakcii, pričom nástup svalovej aktivity GSM predstavuje zreteľné oneskorenie v porovnaní s SO. Oneskorenie medzi záznamom nástupu oboch svalov sa líši medzi štúdiami (26, 27). My sme oneskorenie zo záznamov EMG nespozorovali, ale zistili sme, že amplitúdy EMG SO boli nižšie v porovnaní s GSM. Podľa Hofa a kol. (14) má SO podobný priebeh EMG ako GSM, čo sa nám potvrdilo. Na rozdiel od GSM sme zistili u SO štatistickú významnosť aj v opornej fáze kroku. No v tejto fáze kroku sa nedalo povedať, že so stúpajúcou výškou podpätku stúpali amplitúdy EMG, pretože aktivita SO pri chôdzi na nízkom podpätku bola ešte nižšia ako pri chôdzi naboso.

Podľa Véleho (29) je GSM sval fázickej povahy a SO tonickej povahy. Oba svaly vykonávajú plantárnu flexiu nohy a spoločne sa podieľajú na odvíjaní nohy pri chôdzi. Pri státí je GSM v pokoji, ale SO vykazuje stále určitú základnú posturálnu aktivitu, takže je zaťažovaný i tonicky proti fázickej záťaži GSM.

Kontrakcia svalu TA pomáha dorzálnej flexii nohy a pôsobí ako stabilizátor členka (29). Sval TA mal vo všetkých situáciách dve obdobia aktivity (20). Najväčšia aktivita bola vždy na začiatku a na konci kroku pri údere päty o podlahu (13, 30). Vznikla kvôli držaniu členkového kĺbu v neutrálnom postavení (90°), kontrole pohybu členka do plantárnej flexie (5, 23, 31), počas ktorej bolo na podlahu položené celé chodidlo nohy (8, 28) a kvôli tlmeniu nárazu pri došľape (23, 28). V situácii na nízkych a vysokých podpätkoch sme zistili, že amplitúdy aktivít boli približne rovnaké a v porovnaní naboso boli ešte vyššie, čo sa nám aj štatisticky potvrdilo. Zvýšenou aktivitou TA sa končatina snažila dosiahnuť pravý uhol medzi chodidlom a predkolením, čo nebolo možné dosiahnuť v topánkach s podpätkom, pretože chodidlo bolo fixované v určitej plantárnej flexii. Tento uhol bol dôležitý na to, aby sa najprv do prvotného kontaktu s podlahou dostal opätok (ako v situácii naboso päta). Väčšina žien však našľapuje celým chodidlom, čo predstavuje väčšiu plochu opory ako úzky podpätok. Preto zvýšené napätie TA bolo nesmierne dôležité pri stabilizácii členka a udržaní stability celého tela. V čase medzistoja a končiaceho stoja opornej fázy kroku (12-50 % cyklu chôdze) vo všetkých troch prípadoch došlo k uvoľneniu TA. Zhrnutím opornej fázy kroku sme zistili, že amplitúdy EMG TA so stúpajúcou výškou podpätku stúpali.

Druhý menší vrchol EMG aktivity TA vznikol v prešvihu odrazom špičky nohy pred začiatkom švihovej fázy kroku, kedy TA udržoval členok v dorzálnej flexii (8, 13, 30). Vrcholy aktivít v prípade nízkeho a vysokého podpätku sa dosiahli skôr a boli nižšie v porovnaní so situáciou naboso. Pravdepodobne preto, že noha na podpätkoch bola v určitej plantárnej flexii, ktorú plne dosiahla za kratší čas, aby kontrakcia TA mohla umožniť zdvih nohy z podložky a dostať nohu do dorzálnej flexie. Pri chôdzi naboso sa vrchol druhej aktivity dosiahol neskôr a bol vyšší, pravdepodobne kvôli tomu, že trvalo dlhšie, kým z neutrálneho postavenia členku a úplnej relaxácie TA sa ukončila plantárna flexia. Preto bola potrebná väčšia kontrakcia svalu TA na dorzálnu flexiu chodidla do neutrálneho postavenia a presun predkolenia vpred. V strede medzišvihu akoby došlo ku krátkemu uvoľneniu TA vo všetkých troch situáciách (15). Pred počiatočným kontaktom v čase končiaceho švihu amplitúdy EMG stúpali s cieľom zabezpečiť potrebnú stabilitu predkolenia pred zaťažením končatiny. Opäť v prípade nízkeho a vysokého podpätku boli amplitúdy vyššie a približne rovnaké. Vo švihovej fáze kroku sme nezistili žiadne štatisticky významné rozdiely, aj keď v tejto fáze bolo zjavné, že EMG aktivita TA so stúpajúcou výškou podpätku klesala. EMG aktivita TA na relatívny krok preukázala významnosť, z čoho sme usúdili, že so stúpajúcou výškou podpätku EMG stúpala.

Naše výsledky zvýšenej aktivity TA sa zhodujú so štúdiou (18). Vzhľadom k tomu, že TA sa podieľa na dorzálnej flexii chodidla, zistili, že s rastúcou výškou podpätku je potrebná väčšia dorzálna flexia, aby sa zabránilo zakopnutiu chodidla.

Štúdie, ktoré uskutočnil Joseph (15) ukazujú nižšie EMG aktivity TA počas chôdze na vysokých podpätkoch, čo sa s našimi výsledkami štúdie nezhoduje. Môžeme usudzovať, že TA predstavuje veľmi variabilný sval, u ktorého sa prejavuje spomínaná individualita v cyklickom pohybe chôdze žien.

Počas analýzy chôdze, sme v záznamoch EMG objavili ko-kontrakciu, t.j. súčasnú kontrakciu agonistu (TA) s antagonistom (GSM, SO). Keďže na našom meraní sa zúčastnili mladé ženy, nepredpokladali sme žiadne nervovo-svalové a ani ortopedické ochorenia. Pravdepodobne výskyt ko-kontrakcií mal úlohu pri tlmení alebo spevnení polohy chodidla. Mohlo to nastať preto, že osoby chodili naboso (14) alebo na nestabilných vysokých podpätkoch.

ZÁVER

Štúdiou sme zistili, že veľkosť podpätku topánky zvyšuje amplitúdu EMG všetkých pozorovaných svalov predkolenia. Pri dynamicky náročných situáciách v jednooporovej fáze vykazovali zvýšenú EMG aktivitu m. gastrocnemius medialis a sval m. soleus počas opornej a v strede švihovej fázy kroku. Zvyšujúcou výškou podpätkov sa predlžovala tonická aktivita lýtkových svalov (m. gastrocnemius medialis, m. soleus) a výrazne sa menil ich priebeh EMG počas kroku. Aktivita m. tibialis anterior prevažovala pri posturálne menej náročných situáciách v dvojoporovej fáze cyklu chôdze, na začiatku a na konci kroku (pri údere päty) a odrazom špičky nohy (pred začiatkom švihovej fázy kroku). Zvýšená aktivita svalov predkolenia bola dôsledkom vysokého podpätku topánky, teda inej polohy nohy v členku.

Mgr. Miroslava Mokošáková

Katedra živočíšnej fyziológie a etológie PRIF UK

Mlynská dolina

842 15 Bratislava 4

Slovenská republika

e-mail: mokosakova@fns.uniba.sk


Zdroje

1. ADRIAN, M. J., KARPOVICH, P. V.: Foot instability during walking in shoes with high heels. Research Quarterly, 37, 1966, 2, s. 168-175, ISSN 0034-5377.

2. AMERICAN PODIATRIC MEDICAL ASSOCIATION.: High heel survey 2003. [online]. Bethesda: AMPA, Inc. 2003. [cit. 2010-10-10]. Dostupné z WWW:< >.

3. BARTON, C. J., COYLE, J. A., TINLEY, P.: The effect of heel liftson trunk muscle activation during gait: a study of young healthy females. Journal of Electromyography and Kinesiology, 19, 2009, 4, s. 598-606, ISSN 1050-6411.

4. BASMAJIAN, J. V., BENTZON, J. W.: An electromyographic study of certain muscles of the leg and foot in the standing position. Surgery, Gynecology & Obstetrics, 98, 1954, 6, s. 662-666, ISSN 0039-6087.

5. BOWKER, H. K., MICHAEL, J. W.: Atlas of limb prosthetics: Surgical, prosthetics, and rehabilitation principles. 2nd ed. Rosemont, IL: American Academy of Orthopedic Surgeons, 2002, 930 s., ISBN 0-8016-0209-2.

6. CSAPO, R., MAGANARIS, C. N., SEYNNES, O. R., NARICI, M. V.: On muscle, tendon and high heels. The Journal of Experimental Biology, 213, 2010, 15, s. 2582-2588, ISSN 0022-0949.

7. DE LATEUR, B. J., GIACONI, R. M., QUESTAD, K., KO, M., LEHMANN, J. F.: Footwear and posture: Compensatory strategies for heel height. American Journal of Physical Medicine & Rehabilitation, 70, 1991, 5, s. 246-254, ISSN 0894-9115.

8. DUNGL, P.: Ortopedie a traumatologie nohy. Praha, Avicenum, 1989, 288 s.

9. EBBELING, C. J., HAMILL, J., CRUSSEMEYER, J. A.: Lower extremity mechanics and energy cost of walking in high-heeled shoes. Journal of Orthopedics Sports Physical Therapy, 19, 1994, 4, s. 190-196, ISSN 0190-6011.

10. EDWARDS, L., DIXON, J., KENT, J. R., HODGSON, D., WHITTAKER, V. J.: Effect of shoe heel height on vastus medialis and vastus lateralis electromyography activity during sit to stand. Journal of Orthopaedic Surgery and Research, 3, 2008, 2, s. 1-7, ISSN 1749-799X.

11. ESENYEL, M., WALSH, K., WALDEN, J. G., GITTER, A.: Kinetics of high-heeled gait. Journal of the American Podiatric Medical Association, 93, 2003, 1, s. 27-32, ISSN 8750-7315.

12. GASTWIRTH, B. W., O’BRIEN, T. D., NELSON, R. M., MANGER, D. C., KINDIG, S. A.: An electrodynographic study of foot function in shoes of varying heel heights. Journal of the American Podiatric Medical Association, 81, 1991, 9, s. 463-472, ISSN 8750-7315.

13. GEFEN, A., MEGIDO-RAVID, M., ITZCHAK, Y., ARCAN, M.: Analysis of muscular fatigue and foot stability during high-heeled gait. Gait & Posture, 15, 2002, 1, s. 56-63, ISSN 0966-6362.

14. HOF, A. L., ELZINGA, H., GRIMMIUS, W., HALBERTSMA, J. P. K.: Detection of non-standard EMG profiles in walking. Gait & Posture, 21, 2005, 2, s. 171-177, ISSN 0966-6362.

15. JOSEPH, J.: The pattern of activity of some muscles in women walking on high heels. Annals of Physical Medicine, 9, 1968, 7, s. 295-299, ISSN 0365-5547.

16. JOSEPH, J., NIGHTINGALE, A.: Electromyography of muscles of posture: Leg and thigh muscles in women, including the effects of high heels. The Journal of Physiology, 132, 1956, 3, s. 465-468, ISSN 0022-3751.

17. KERRIGAN, D. C., TODD, M. K., RILEY, P. O.: Knee osteoarthritis and high-heeled shoes. Lancet, 351, 1998, 9113, s. 1399-1401, ISSN 0140-6736.

18. LEE, C. M., JEONG, E. H., FREIVALDS, A.: Biomechanical effects of wearing high-heeled shoes. International Journal of Industrial Ergonomics, 28, 2001, 6, s. 321-326, ISSN 0169-8141.

19. LITVINENKOVÁ, V., HLAVAČKA, F.: Aj vy chodíte po naklonenej rovine? Móda, 1982, 10, s. 48-49.

20. NEUMANN, D. A.: Kinesiology of the musculosceletal system: Foundations for physical rehabilitation. St. Louis, Mosby, 2002, 624 s., ISBN 978-0-8151-6349-7.

21. NIETO, E., NAHIGIAN, S. H.: Severe ankle injuries while wearing elevated platform shoes. The Ohio State Medical Journal, 71, 1975, 3, s. 137-141, ISSN 0030-1124.

22. OPILA-CORREIA, K. A.: Kinematics of high-heeled gait. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation, 71, 1990, 5, s. 304-309, ISSN 0003-9993.

23. PERRY, J.: Gait analysis: Normal and pathological function. Thorofare: SLACK Incorporated, 1992, 524 s., ISBN 1-55642-192-3.

24. SCHOLL, W. M.: The human foot: Anatomy, physiology, mechanics, deformities and Treatment. Springfield, IL, Charles C. Thomas, 1931, 632 s.

25. SIMON, S. R., MANN, R. A., HAGY, J. L., LARSEN, L. J.: Role of the posterior calf muscles in mormal gait. The Journal of Bone & Joint Surgery, 60, 1978, 4, s. 465-472, ISSN 0021-9355.

26. STEWART, C., POSTANS, N., SCHWARTZ, M. H., ROZUMALSKI, A., ROBERTS, A.: An exploration of the function of the triceps surae during normal gait using functional electrical stimulation. Gait & Posture, 26, 2007, 4, s. 482-488, ISSN 0966-6362.

27. SUTHERLAND, D. H.: An electromyographic study of the plantar flexors of the ankle in normal walking on the level. The Journal of Bone & Joint Surgery, 48, 1966, 1, s. 66-71, ISSN 0021-9355.

28. VAŘEKA, I., VAŘEKOVÁ, R.: Kineziologie nohy. Olomouc, Univerzita Palackého, 2009, 189 s., ISBN 978-80-244-2432-3.

29. VÉLE, F.: Kineziologie: Přehled klinické kineziologie a patokineziologie pro diagnostiku a terapii poruch pohybové soustavy. 2. vyd., Praha, Triton, 2006, 376 s., ISBN 80-7254-837-9.

30. WARREN, G. L.; MAHER, R. M.; HIGBIE, E. J.: Temporal patterns of plantar pressure and lower-leg muscle activity during walking: effect of speed. Gait & Posture, 19, 2004, 1, s. 91-100, ISSN 0966-6362.

31. WHITTLE, M. W.: Gait analysis: An introduction. 4th ed. Philadelphia: Butterworth – Heinemann, 2007, 244 s., ISBN 978-0-7506-8883-3.

32. YOUNG-HUI, L., WEI-HSIEN, H.: Effects of shoe inserts and heel height on foot pressure, impact force, and perceived comfort during walking. Applied ergonomics, 36, 2005, 3, s. 355-362, ISSN 0003-6870.

Štítky
Fyzioterapie Rehabilitace Tělovýchovné lékařství

Článek vyšel v časopise

Rehabilitace a fyzikální lékařství

Číslo 4

2012 Číslo 4

Nejčtenější v tomto čísle

Tomuto tématu se dále věnují…


Kurzy

Zvyšte si kvalifikaci online z pohodlí domova

Léčba bolesti v ordinaci praktického lékaře
nový kurz
Autoři: MUDr. PhDr. Zdeňka Nováková, Ph.D.

Revmatoidní artritida: včas a k cíli
Autoři: MUDr. Heřman Mann

Jistoty a nástrahy antikoagulační léčby aneb kardiolog - neurolog - farmakolog - nefrolog - právník diskutují
Autoři: doc. MUDr. Štěpán Havránek, Ph.D., prof. MUDr. Roman Herzig, Ph.D., doc. MUDr. Karel Urbánek, Ph.D., prim. MUDr. Jan Vachek, MUDr. et Mgr. Jolana Těšínová, Ph.D.

Léčba akutní pooperační bolesti
Autoři: doc. MUDr. Jiří Málek, CSc.

Nové antipsychotikum kariprazin v léčbě schizofrenie
Autoři: prof. MUDr. Cyril Höschl, DrSc., FRCPsych.

Všechny kurzy
Kurzy Doporučená témata Časopisy
Přihlášení
Zapomenuté heslo

Nemáte účet?  Registrujte se

Zapomenuté heslo

Zadejte e-mailovou adresu se kterou jste vytvářel(a) účet, budou Vám na ni zaslány informace k nastavení nového hesla.

Přihlášení

Nemáte účet?  Registrujte se