Vplyv zdokonaľovania pohybového vzoru na aktiváciu vybraných svalov v otvorenom a uzavretom kinematickom reťazci

Súhrn

Osvojenie správnych pohybových vzorcov, správna aferentácia a ich následná implementácia do pohybového správania s možnosťou uplatnenia v špecifických podmienkach pohybu je stálou a aktuálnou problematikou v kinezioterapii i v športe. Výberový súbor tvorilo 10 študentov Fakulty telesnej výchovy a športu Univerzity Komenského v Bratislave, ktorí absolvovali 3-týždňový pohybový program, počas ktorého sme merali zmeny v izometrickom režime EMG aktivity svalov m. vastus lateralis, m. vastus medialis a m. gluteus maximus. Vplyvom programu nácviku pohybového vzoru boli zaznamenané signifikantné zmeny. Porovnaním vybraných neuromuskulárnych zmien poukazujeme na účinnosť pohybového programu v iniciálnej fáze prípravy zameranej na zvýšenie kvality vykonania pohybu na zmenu aktivácie svalov v otvorenom (extenzia v kolennom kĺbe) a uzavretom kinematickom reťazci (pozícia hlbokého drepu), ktoré v konečnom dôsledku ovplyvňujú svalovú činnosť celého organizmu.

ÚVOD

Vznik funkčných porúch pohybového systému s ich potenciálnou manifestáciou do morfologických maladaptácií sú často výsledkom dlhodobo rezonujúcich chybných pohybových vzorcov. Segmentálna súhra s predpokladom súčinnosti agonistov a antagonistov, správneho poradia zapájania a miery aktivácie participujúcich svalov je východiskom pre optimálne zaťaženie aktívnej a pasívnej zložky pohybového systému. V procese rozvoja schopností sa javí za limitujúce správne osvojenie tréningových prostriedkov s biomechanickou štruktúrou podobnou komplexným vývinovým vzorom. Funkčné zastúpenie jednotlivých svalových skupín v pohybovom prejave závisí od výberu cvičenia (4, 16), techniky vykonania (4) a hlavne od typu kinematického reťazca (otvorený - OKR, resp. uzavretý - UKR). Obecné stanoviská s charakterom lepšej funkčnosti (17), efektívnejšieho rozvoja silových schopností (2) a simulácie pohybov bežného života (7, 8) sa vzťahujú na pohyby vykonávané v UKR. Výstupy biomechanických analýz referujú aj o menších nárokoch na pasívny aparát kĺbov (11, 10) v prípade UKR. V pooperačnej rehabilitácii sa preferujú oba kinematické reťazce s podobným efektom zlepšenia základnej lokomócie (8).

Inovatívnym trendom v rehabilitácii je nielen správna aktivácia svalov v rámci zreťazenia, ale aj využívanie komplexných cvičení a pohybov. Drep a jeho modifikácie rešpektujú kinematické zreťazenia jednotlivých segmentov pri súčasnej extenzii členkového, kolenného a bedrového kĺbu (13), tzv. „triple extension“. Práve extenzory kolenného a bedrového kĺbu sa považujú za dominantné svalové skupiny pri vykonávaní koncentrickej fázy pohybu v drepe (14). EMG aktivita týchto svalových skupín sa v izometrických podmienkach UKR javí najvyššia pri 90˚flexii kolenného kĺbu. Pri 140˚-ovom nastavení flexie v kolennom kĺbe je EMG aktivita m. vastus lateralis (m. VL) a m. gluteus maximus (m. GM) najnižšia (12). Dvojkĺbové svaly fungujú hlavne ako stabilizátory kolenného a bedrového kĺbu počas excentrickej alebo koncentrickej fázy drepu (14). Pri otvorenom reťazci extenzie kolenného kĺbu nie je zapojenie jednotlivých hláv mm. quadriceps femoris (mm. QF) iniciované v jednom momente, ale postupne (16). M. rectus femoris (m. RF) sa do akcie zapája ako prvý s najvyššou zistenou EMG aktivitou (15, 16). Nejednotnosť názorov sa týka aj aktivácie m. gluteus maximus s narastajúcou hĺbkou drepu (3, 12,), čo naznačuje problematiku spôsobu vykonávania pohybu, vzájomnej súhry a nastavenia segmentov a miery pohybovej skúsenosti.

METODICKÝ POSTUP

Experimentálny súbor tvorilo 10 študentov Fakulty telesnej výchovy a športu Univerzity Komenského v Bratislave (vek 20,4 ± 1,0 r., telesná výška 181,9 ± 6,2 cm, telesná hmotnosť 77,7 ± 9,6 kg). Výber probandov bol zámerný na základe inklúznych kritérií - absencia pohybovej skúsenosti s vykonávaním hlbokého drepu, ktorého osvojenie bolo cieľom pohybového programu. Exklúznymi kritériami boli akútne úrazy a chronické poškodenia pohybového systému, účasť na vrcholovej športovej príprave. Kritérium na vyraďovanie probandov z experimentu sa týkali účasti na pohybovom programe pod podmienkou zotrvania a zvládnutia programu v plnom rozsahu a obsahu mimotréningovej činnosti (počas experimentu sa mali probandi vyhýbať pohybovej aktivite, ktorá bola cielená na dolné končatiny).

Popis experimentálneho činiteľa

Experimentálny činiteľ predstavoval pohybový program zameraný na nácvik a zdokonaľovanie tréningového prostriedku hlboký drep bez cieleného rozvoja silových schopností podľa zaužívaných tréningových metód a postupov. Pohybový program pozostával z cvičení zameraných na mobilizáciu a stabilizáciu nosných segmentov, nácvik kľúčových pozícií pohybu, nácvik kľúčových fáz pohybu, aktívnej segmentálnej súhry a samotné vykonávanie drepu s vlastnou hmotnosťou bez pridaného závažia s následným zdokonaľovaním tohto prostriedku. Pohybový program trval 3 týždne a pozostával z 11 tréningových jednotiek (TJ) v trvaní jednej hodiny (1. týždeň 4 TJ, 2. týždeň 3 TJ, 3. týždeň 4 TJ). Každá tréningová jednotka sa skladala z prípravnej časti (kde boli probandi oboznámení s priebehom tréningovej jednotky), rozcvičenia (zameraného na stabilizáciu a mobilizáciu nosných segmentov) a hlavnej časti ( zameranej na nácvik a zdokonaľovanie hlbokého drepu pomocou unilaterálnych a bilaterálnych cvičení). Pred a po tréningovom programe bolo realizované meranie elektrickej aktivity vybraných svalových skupín.

Na zaznamenávanie EMG aktivity vybraných svalov sme použili neinvazívne, povrchové EMG Delsys Tringo Wireless System, zaznamenávajúce pomocou Trigno Flex EMG senzorov (obr. 1) (Delsys, Boston, MA, USA). Zariadenie vykonáva záznam signálu s frekvenciou 2000 Hz. EMG dáta z jednotlivých svalov sú prekonvertované z analógovej podoby do digitálnej pomocou EMG Works Acquisition and Analysis softvéru. Filtrovanie získaného signálu pracuje priamo pri zbere dát a odstraňuje artefakty, ktoré vznikajú pri samotnom zbere dát. Surové dáta sú akútne filtrované pri frekvencií 20 - 450 Hz. Adaptívny filter taktiež zabraňuje ovplyvneniu signálu treťou stranou (napr. iné elektronické zariadenie alebo „crosstalk“). Surový signál je dodatočne prefiltrovaný pomocou Butterworth filtru v štandardnom pásme s limitmi 100 a 400 Hz. Následne je signál čistený štandardnou technikou „root mean square“ v časových intervaloch 100 milisekúnd. Systém zaznamenáva údaje zo všetkých senzorov naraz v reálnom čase.

Umiestnenie senzorov na vybrané svaly dolných končatín (m. vastus medialis, m. vastus lateralis, m. rectus femoris, m. gluteus maximus) bolo na základe odporúčaní SENIAM/SEKI protokolu (7). Senzory boli štandardne umiestnené na pravej dolnej končatine v smere svalových vlákien. Pred nalepením senzorov bola pokožka zbavená ochlpenia a dezinfikovaná dezinfekčným prípravkom s obsahom alkoholu.

Parametre a výstupy z EMG

Maximálna hodnota elektrického napätia [μV] je maximálna hodnota napätia dosiahnutá počas testovania maximálnej izometrickej sily extenzorov kolenného kĺbu, alebo testovania maximálnej izometrickej sily v drepe s 50˚ flexiou kolenného kĺbu. Táto hodnota predstavuje vrchol krivky (prefiltrovanej pomocou Butterworth filtru a metódy „root mean square“).

Integrál napätia za čas trvania kontrakcie[μV.s^-1] znázorňuje celkovú EMG aktivitu (plocha pod krivkou) delenú časom trvania kontrakcie (od momentu prudkého vzostupu aktivity po jej prudký zostup na pokojové hodnoty).             

Testovanie EMG aktivity m. rectus femoris, m. vastus medialis, m. vastus lateralis v pohybovom vzore otvoreného kinematického reťazca bolo realizované na špeciálnom izometrickom kresle (S2P, Science to Practice, Slovenia) (CVL[%] = 6,3; CVP[%] = 5,7; CVB[%] = 5,1; ICCP,L,B = 0,99) v 90˚ flexii kolenného kĺbu. Meranie EMG aktivity bolo zabezpečené zariadením EMG Delsys Tringo Wireless System (Boston, USA). Testovanie pozostávalo z jedného cvičného pokusu a z dvoch meraných pokusov. Interval odpočinku medzi jednotlivými pokusmi bol štandardne určený na 2 minúty (obr. 2). Každý z pokusov trval 3-5 sekúnd. Pri voľbe dĺžky trvania pokusu sme zohľadňovali odporúčania Kampmiller–Vanderka (9), ktorí tvrdia, že „dosiahnutie maximálnych hodnôt sily trvá od 0,6 - 1,0 s v dynamickom režime a 3 – 4 s v statickom režime“.

Testovanie EMG aktivity m. gluteus maximus (hlavný extenzor BK), m. vastus medialis a m. vastus lateralis (extenzory KK) v pohybovom vzore uzavretého kinematického reťazca prebiehalo v izometrických podmienkach v špeciálnej kovovej konštrukcií s fixovaným náčiním. Proband, v pozícii hlbokého drepu (50° flexia v kolennom kĺbe) tlačil do fixovaného náčinia 3-5 sekúnd maximálnym úsilím. Meranie EMG aktivity bolo zabezpečené zariadením EMG Delsys Tringo Wireless System (Boston, USA). Testovanie pozostávalo z jedného cvičného pokusu, kde bol proband inštruovaný použiť 50 z maximálnej sily a z 2 platných pokusov. Medzi nimi bol 2-minútový odpočinok. Pri vyhodnocovaní výstupov sa selektovali pokusy na základe sledovaných parametrov s rešpektovaním vyššej hodnoty konkrétneho parametra (obr. 3).

Metódy vyhodnocovania

Pri hodnotení zmien parametrov závislých výberov sme vzhľadom na malú početnosť súboru použili neparametrický Wilcoxonov T-test (p<0,01; p<0,05). V prípade porovnania rozdielov zmien parametrov medzi OKR a UKR sme použili neparametrický Mann-Whitneyov U-test (p<0,01; p<0,05). Vecnú významnosť rozdielov sme hodnotili prostredníctvom Cohenove r (effect size). Štatistické spracovanie dát bolo realizované v programe SPSS.

VÝSLEDKY

Na obr. 4 sú znázornené zmeny maximálnej hodnoty elektrického napätia [μV] a integrálu napätia za čas trvania kontrakcie[μV.s^-1] m. rectus femoris v teste maximálnej izometrickej sily extenzorov kolenného kĺbu. Vplyvom programu nácviku pohybového vzoru boli zaznamenané signifikantné zmeny maximálnej hodnoty elektrického napätia (p = 0,007; r = 0,604). Zmeny priemerných hodnôt z 266,2μV ± 82,4 (Me 259,1 μV) na 371,3μV ± 161,5 (Me 331,4μV) predstavovali prírastok o 39,5 %. Zmeny hodnoty integrálu napätia za čas trvania kontrakcie [μV.s^-1] m. rectus femoris vplyvom programu nácviku pohybového vzoru boli tiež signifikantné (p = 0,013; r = 0,558). Zmeny priemerných hodnôt z 156,2 μV.s^-1± 60,8 (Me 145,6μV.s^-1) na 220,0 μV.s^-1 ± 106,8 (Me 206,0μV.s^-1) predstavovali prírastok o 40,9 %.

Zmeny maximálnej hodnoty elektrického napätia [μV] a integrálu napätia za čas trvania kontrakcie [μV.s^-1] m. gluteus maximus v teste maximálnej izometrickej sily v drepe sú zaznamenané na obr. 5. Vplyvom nácviku pohybového vzoru neboli zaznamenané signifikantné zmeny maximálnej hodnoty elektrického napätia (p = 0,139; r = 0,330). Zmeny priemerných hodnôt z 136,3μV ± 66,4 (Me 120,9μV) na 186,8μV ± 109,9  (Me 180,3μV) predstavovali prírastok o 37,1 %. Zmeny hodnoty integrálu napätia za čas trvania kontrakcie [μV.s^-1] m. gluteus maximus tiež neboli signifikantné (p = 0,114; r = 0,353). Zmeny priemerných hodnôt z 77,4μV.s^-1± 43,0 (Me 69,9μV.s^-1) na 102,9μV.s^-1 ± 64,8 (Me 105,0μV.s^-1) predstavovali prírastok o 33,0 %.

Zmeny maximálnej hodnoty elektrického napätia [μV] a integrálu napätia za čas trvanie kontrakcie [μV.s^-1] m. vastus medialis v teste maximálnej izometrickej sily extenzorov kolenného kĺbu sú znázornené na obr. 6. Vplyvom programu nácviku pohybového vzoru neboli zaznamenané signifikantné zmeny maximálnej hodnoty elektrického napätia (p = 0,093; r = 0,376). Zmeny priemerných hodnôt z 425,1μV ± 124,5 (Me 383,5μV) na 544,4 μV ± 288,2 (Me 428,1μV) predstavovali prírastok o 28 %. Zmeny integrálu napätia za čas trvania kontrakcie [μV.s^-1] m. vastus medialis boli signifikantné (p = 0,022; r = 0,513). Zmeny priemerných hodnôt z 250,8μV.s^-1 ± 76,5 (Me 209,6 μV.s^-1) na 342,4μV.s^-1 ± 179,5  (Me 286,0μV.s^-1) predstavovali prírastok o 36,5 %.

Zmeny maximálnej hodnoty elektrického napätia [μV] a integrálu napätia za čas trvania kontrakcie [μV.s^-1] m. vastus lateralis v teste maximálnej izometrickej sily extenzorov kolenného kĺbu sú znázornené na obr. 7. Vplyvom programu nácviku pohybového vzoru boli zaznamenané signifikantné zmeny maximálnej hodnoty elektrického napätia (p = 0,037; r = 0,468). Zmeny priemerných hodnôt z 269,9μV ± 95,9 (Me 250,3μV) na 353,2μV ± 103,8 (Me 341,0μV) predstavovali prírastok o 30,8 %. Zmeny integrálu napätia za čas trvania kontrakcie [μV.s^-1] m. vastus lateralis boli signifikantné (p = 0,005; r = 0,627). Zmeny priemerných hodnôt z 166,3μV.s^-1 ± 50,9 (Me 159,1μV.s^-1) na 223,0μV.s^-1 ± 52,6  (Me 217,3μV.s^-1) predstavovali prírastok o 34,1 %.

Na obr. 8 sú znázornené zmeny maximálnej hodnoty elektrického napätia [μV] a integrálu napätia za čas trvania kontrakcie [μV.s^-1] m. vastus medialis v teste maximálnej izometrickej sily v drepe s uhlom flexie kolenného kĺbu 50˚. Vplyvom programu nácviku pohybového vzoru boli zaznamenané signifikantné zmeny (p = 0,028; r = 0,490). Zmeny priemerných hodnôt z 392,0μV ± 204,0 (Me 352,1μV) na 516,2μV ± 261,3 (Me 446,0μV) predstavovali prírastok o 31,7 %. Zmeny integrálu napätia za čas trvania kontrakcie [μV.s^-1]m. vastus medialis boli tiež signifikantné (p = 0,028; r = 0,490). Zmeny priemerných hodnôt z 243,5μV.s^-1 ± 116,1 (Me 228,5μV.s^-1) na 332,8μV.s^-1 ± 191,3 (Me 258,7μV.s^-1) predstavovali prírastok o 36,7 %.

Zmeny maximálnej hodnoty elektrického napätia [μV] a integrálu napätia za čas trvania kontrakcie [μV.s^-1] m. vastus lateralis v teste maximálnej izometrickej sily v drepe s uhlom flexie kolenného kĺbu 50˚ sú znázornené na obr. 9. Vplyvom programu nácviku pohybového vzoru boli zaznamenané signifikantné zmeny (p = 0,022; r = 0,513). Zmeny priemerných hodnôt z 289,8μV ± 144,9 (Me 240,9μV) na 364,2μV ± 160,7 (Me 314,2μV) predstavovali prírastok o 25,7 %. Zmeny integrálu napätia za čas trvania kontrakcie [μV.s^-1] m. vastus lateralis boli tiež signifikantné (p = 0,017; r = 0,535). Zmeny priemerných hodnôt z 187,9μV.s^-1 ± 86,1 (Me 153,7μV.s^-1) na 232,9μV.s^-1 ± 97,7  (Me 196,9μV.s^-1) predstavovali prírastok o 23,9 %.

Pri porovnaní zmien EMG aktivity m. vastus medialis medzi OKR a UKR sme  nezaznamenali signifikantné rozdiely maximálneho napätia (p = 0,290; r = 0,237) a integrálu za čas trvania kontrakcie (p = 0,545, r = 0,135). Podobný výsledok registrujeme aj pri porovnaní zmien EMG aktivity m. vastus lateralis, kde sme taktiež nezaznamenali signifikantné rozdiely pri porovnaní zmien  maximálneho napätia (p = 0,940; r = 0,017) a integrálu za čas (p = 0,705; r = 0,084) medzi OKR a UKR.

DISKUSIA A ZÁVER

Výskyt funkčných porúch v poslednom období narastá. Úzky súvis vidíme v jednostranne opakovaných pohyboch s nadmerným zaťažovaním stále tých istých svalov a svalových skupín v rámci pohybového systému nielen v zamestnaní, ale aj v športovej činnosti. Zmenou ideálneho pohybového vzorca sa svaly začnú zapájať v nesprávnom poradí a s inou intenzitou. Mení sa svalová energetická hospodárnosť, preťažené svaly začnú klásť vyššie nároky na energiu a menia fyziologické postavenie kĺbov na patologické v zmysle štrukturálnych zmien, čo ešte viac zhoršuje statické zaťaženie. Aby sa znížili nároky na ligamentózny aparát, treba sa venovať obom skupinám svalov zvlášť - skupine svalov oslabených a skrátených, na čo možno využiť princípy otvorených a zatvorených pohybových reťazcov.

Sekvenčné a kombinované činnosti kolenného a bedrového kĺbu sú potrebné pri takých aktivitách, ako sú skok do výšky a do diaľky, skok do vody, basketbal, volejbal, americký futbal, softbal, hokej, tenis a ďalšie (18).

EMG aktivita extenzorov kolenného a bedrového kĺbu sa v izometrických podmienkach uzavretého kinetického reťazca javí najvyššia pri 90 ° flexii kolenného kĺbu, pri 140 ° flexii je EMG aktivita m. vastus lateralis a m. gluteus maximus najnižšia (12).

Autori sa pri otázke zapojenia extenzorov BK a KK líšia. Caterisano a spol. zistili, že s narastajúcou hĺbkou drepu sa zvyšuje pomerné zapojenie m. gluteus maximus voči m. vastus medialis, m. vastus lateralis a m. rectus femoris (3), zatiaľ čo Robertson a spol. uvádzali, že aktivita m. gluteus maximus  je znížená pri dosiahnutí pozície hlbokého drepu (14). Otázkou zostáva korektnosť technického prevedenia hlbokého drepu.

Naším príspevkom sme chceli poukázať na zmeny maximálnej hodnoty elektrického napätia v testoch maximálnej izometrickej sily extenzorov bedrového a kolenného kĺbu za využitia kinetických reťazcov.

Vplyvom programu nácviku pohybového vzoru boli zaznamenané signifikantné zmeny.  Zmeny priemerných hodnôt v testoch maximálnej izometrickej sily vplyvom 3-týždňového programu nácviku pohybového vzoru pre m. rectus femoris predstavovali prírastok o 40,9 %, pre m. gluteus maximus o 33 %, pre m. vastus medialis o 36,5 %, pre m. vastus lateralis o 34,1 %, pre m. vastus medialis v drepe o 36,7 % a pre m. vastus lateralis v drepe o 23,9 %. Signifikantné zmeny pri porovnaní aktivity EMG m. vastus medialis a m. vastus lateralis medzi otvoreným a zatvoreným pohybovým reťazcom sme nezaznamenali.

Príspevok je súčasťou riešenia grantovej úlohy VEGA č. 1/0333/18 „Neuromuskulárna adaptácia v iniciálnych fázach silového tréningu“.

Adresa ke korespondenci:

Mgr. Jakub Chudý

Katedra biologických a lekárskych vied

Fakulta telesnej výchovy a športu

Univerzita Komenského v Bratislave

Nábr. arm. gen. L. Svobodu 9

814 69  Bratislava

Slovenská republika

e-mail: chudy26@uniba.sk