Einfluss einer sensomotorischen Einlage auf die Aktivität des M. peroneus longus in der Standphase
Einleitung
Mechanische und sensorische Eigenschaften
Insbesondere dem M. peroneus longus kommt eine wichtige Bedeutung bei der Stabilisation des Fußes zu. Er dient in der Landephase als Evertor und Pronator und sichert so die Stabilität des unteren Sprunggelenks, indem er die Inversionsbewegung des Rückfußes bremst (22,24). Muskulär unkontrollierte Inversionsbewegungen des Fersenbeins in der Landephase des Fußes beim Gehen, Laufen oder nach einem Sprung sind die Ursache für Distorsionen des Sprunggelenks (28). Supinationstraumen zählen zu den häufigsten Verletzungen im Sport (28) und führen oft nachhaltig zu einer Instabilität des unteren Sprunggelenks (17). Für die funktionelle Gelenkstabilität sind mechanische und sensorische Eigenschaften der Ligamente und der Gelenkkapsel ebenso verantwortlich wie die sensomotorischen Regelkreise der stabilisierenden Muskelgruppen (23,24). Daher versuchen sensomotorische Einlagenkonzepte, eine verstärkte Aktivierung des M. peroneus zu erzielen. Bislang liegen jedoch keine Evidenznachweise vor, ob diese Einlagenkonzepte überhaupt eine zielgerichtete Aktivierungsänderung des Muskels bewirken können.
Problemstellung
Zielstellung
Material und Methode
Teilnehmer
Die vorliegende Untersuchung wurde als randomisierte, doppelt verblindete Cross-over-Studie konzipiert.
32 Probanden nahmen an der Studie teil (Tab.1). Sie wurden zuvor gemäß den Vorgaben der Deklaration von Helsinki über Studienziel und -verlauf informiert und gaben ihre schriftliche Einwilligung. Die lokale Ethik-Kommission hatte den Studienablauf genehmigt.
Alle Versuchspersonen (VP) waren beschwerdefrei und hatten keine bekannten Verletzungen des Sprunggelenks. Mögliche Gelenkinstabilitäten wurden im Vorfeld über klinische Testverfahren (Talusvorschub, Supinations-Stress-Test, Einbeinzehenspitzenstand) ausgeschlossen. Da Einflüsse der Fußform auf die Muskelaktivität der Unterschenkelmuskeln bekannt sind (20), wurden nur Probanden ohne starke Fußfehlstellung in die Studie einbezogen. Dazu wurden vorab der Arch Index AI (19) über eine dynamische pedobarografische Messung (PDM-Plattform, Zebris Medical GmbH, Isny) und die Normalized Navicular Height truncated NNHt (19) über eine fotometrische Auswertung bestimmt (Abb.1). Alle Studienteilnehmer zeigten Werte zwischen 0,21 und 0,28 (AI), beziehungsweise 0,24 und 0,30 (NNHt), die ein normales mediales Fußlängsgewölbe und eine aufrechte Rückfußposition kennzeichnen (19) und wiesen in der Pedobarografie keine medialisierte Gangline auf.
Schuhe und Einlegesohlen
Alle Teilnehmer absolvierten die Versuche mit dem gleichen Neutralschuhtyp passender Größe, um einen möglichen Einfluss individueller Schuhe auszuschließen. Zum Einsatz kam der Adidas Samba, ein Hallenfußballschuh, der eine neutrale Rück- und Mittelfußposition fördert, keine zusätzlichen stabilisierenden Elemente im Mittelfuß aufweist und eine sehr gute Vorfußbeweglichkeit hat. Unter dem proximalen Interphalangealgelenk des Hallux und mittig unter der Ferse des rechten Schuhes wurden Drucksensoren angebracht (FSR-402, Ø 18mm, Conrad electronic).
Für die Fertigung der Einlagen wurden Rohlinge der Fa. Springer Aktiv AG, Berlin in einem Vorabtermin individuell an die Fußanatomie jedes Probanden angepasst. Die Einlagen verfügten über ein im Rückfußbereich lateral angebrachtes Element aus Weichschaum (EVA, 35 Shore), das im plantaren Bereich konkav geformt war, um keine mechanische Fußaußenrandanhebung zu bewirken, und im dorsalen Teil konvex geformt, so dass es unter Belastung einen Druck auf die Sehne des M. peroneus longus etwa 8mm distal des Retinaculum inferius ausübte (Abb.2). Für jeden Probanden wurde eine materialgleiche Dummy-Einlegesohle ohne das laterale Druckelement angefertigt. Um sicherzustellen, dass das laterale Einlagenelement einen Druck auf die Sehne des M. peroneus longus ausübte, wurde in Vorversuchen bei 10 Versuchspersonen der lateral zwischen Einlagenelement und Haut wirkende Druck in der Stützphase mittels Drucksensoren (GP MobilData, Gebiom, Münster) gemessen. Es wurden Maximalwerte zu Beginn der Stützphase zwischen 2,0 und 6,6N/cm² registriert (Vergleichswerte zwischen lateralem Schuhrand und Fuß bei der Dummy-Einlage: <0,4N/cm²), sodass von potenziell wirksamen Druckbelastungen ausgegangen werden konnte.
Versuchsablauf
Mögliche Störungen identifizieren
Jeder Versuchsteilnehmer ging mit Schuhen und Einlegesohlen sechsmal entlang einer fünfzehn Meter langen Gehstrecke mit selbstgewählter Geschwindigkeit. Nach dem dritten Versuch wurde von einem zweiten Versuchsleiter die Einlegesohle im Schuh gewechselt. Für die Versuchsteilnehmer und den messenden Versuchsleiter war es zu keinem Zeitpunkt ersichtlich, ob sich die funktionelle Einlage oder der Dummy im Schuh befand. 16 randomisiert festgelegte Versuchspersonen begannen mit funktionellen Einlagen im Schuh, die anderen 16 mit Dummy-Einlegesohlen. Die Bewegung auf der Gehstrecke wurde mit einer in Bodennähe angebrachten Kamera (Sony HDR-XR-520) von hinten gefilmt, um mögliche Störungen im Nachhinein identifizieren zu können.
Nach Versuchsende wurde die maximale isometrische Willkürkontraktion (MVC) des M. peroneus bestimmt. Dazu wurde im Sitzen der bei senkrecht gestelltem Unterschenkel flach aufgesetzte Fuß im Mittelfuß vom Versuchsleiter manuell fixiert. Der Proband wurde aufgefordert, gegen den Widerstand des Versuchsleiters eine maximale Außenrandanhebung (Pronation) des Fußes durchzuführen, dabei die Kraft innerhalb von drei Sekunden auf ein Maximum zu steigern und dieses zwei Sekunden zu halten. Aus der Mitte der Maximalkontraktion wurde ein 500ms-Intervall mittels Root Mean Square (RMS) gemittelt (20).
Auswertung
Für jede Versuchsperson wurde jeweils der mittlere Teilversuch (2 und 5) jeder Versuchsbedingung ausgewertet, der erste Teilversuch (1 und 4) diente jeweils zur Gewöhnung an die getragenen Einlagen. Wenn die Schrittdauer in beiden Teilversuchen um mehr als 5% voneinander abwich, wurden der dritte oder sechste Teilversuch ausgewertet; dies war in 4 Fällen nötig. Die EMG-Rohsignale wurden gleichgerichtet und mittels RMS geglättet (Fensterbreite 100ms). Die EMG-Amplituden wurden auf den gemittelten MVC-Wert normiert; die Zeitachse wurde auf die Dauer der Stützphase normiert.
Anschließend wurden die EMG-Werte von zehn Schritten aus der Mitte der registrierten Sequenzen jeweils für die Varianten „Einlage“ und „Dummy“ gemittelt und die 95%-Vertrauensintervalle berechnet (Abb.3).
Statistik
Für jede der zwei Versuchssequenzen (Variante „Einlage“ oder „Dummy“) eines jeden Probanden wurden Amplitudenwert und Zeitpunkt des ersten (Beginn Standphase) und zweiten (Abstoßphase) Aktivierungspeaks bestimmt (18,20) sowie Zeitpunkt des Auftretens und Amplitude eines möglichen zusätzlichen Aktivierungspeaks (Lastaufnahmephase).
Statistische Kennzahlen wurden mit Hilfe des Programms WinStat (V 2009.1) für Microsoft Excel berechnet. Der T-Test für abhängige Stichproben wurde angewendet. Zuvor war die Normalverteilung der Werte mittels Kolmogorov-Smirnov-Tests und die Varianzhomogenität mittels Bartlett-Test überprüft worden. Um Confounding-Effekte auszuschließen, wurde für die intraindividuellen Differenzen der Untergruppen „Dummy → Einlage“ und „Einlage → Dummy“ ein T-Test für unabhängige Stichproben gerechnet. Eine Irrtumswahrscheinlichkeit unter 5% (p<0,05) wurde als statistisch signifikant betrachtet.
Material und Methode
Bei 26 der 32 VP konnte in der Versuchsvariante „Einlage“ ein zusätzlicher Aktivierungs-Peak in der Lastaufnahmephase gefunden werden, der im Durchschnitt bei 29,67% (±4,5%) der Standphase (mid stance) sein Maximum hatte. Als erste statistisch signifikante Abweichung der EMG-Aktivitäten zwischen den Varianten „Einlagen“ und „Dummy“ wurde der Zeitpunkt festgelegt, an dem sich die 95%-Vertrauensintervalle der gemittelten Werte nicht mehr überschnitten (20). Diese Abweichung trat im Durchschnitt zum Zeitpunkt 17,51% (±4,30%) Standphase auf. Die maximale Amplitude des zusätzlichen Aktivierungspeaks betrug gemittelt 21,56% MVC. Die Ergebnisse eines Probanden zeigt exemplarisch Abb.3. Da der zusätzliche Peak ein qualitativ anderes Aktivierungsmuster im Vergleich zur bekannten und in der Literatur beschriebenen Peroneus-Aktivität (18,20,22) darstellte, wurden die Daten der entsprechenden VP separat ausgewertet. Zum Zeitpunkt der jeweils maximalen Aktivierung innerhalb des Peaks bestand ein hochsignifikanter Unterschied zwischen den EMG-Werten der Varianten „Einlagen“ und „Dummy“ (Tab.2).
Zwischen den intraindividuellen Differenzen der Amplitudenmaxima in den Untergruppen „Dummy → Einlage“ und „Einlage → Dummy“ wurden keine statistischen Unterschiede gefunden (p= 0,205); es lagen homogene Varianzen vor (F=1,842, p=0,349). Damit konnten Confounding-Effekte ausgeschlossen werden (29). Von den 6VP, die keinen zusätzlichen Aktivierungspeak zeigten, konnte bei 4VP post hoc über die Videoaufzeichnung eine stark vergrößerte Fußaußenrotation in der Stützphase (Gangwinkel >15°), festgestellt werden. Dazu wurde ein perspektivisch korrekt angepasstes Winkelgitter mittels einer Computersoftware in ein Standbild (Mitte der Stützphase, Mitte der Gehstrecke) der Videoaufzeichnung eingeblendet und der Gangwinkel als Winkel zwischen Fersenmitte und Interdigitalraum 2/3 bestimmt. Alle anderen VP wiesen Gangwinkel zwischen 0° und 15° auf.
Diskussion
Bei 26 der 32VP konnte im ersten Drittel der Standphase (loading response) eine signifikant stärkere Aktivität des M. peroneus longus mit den Einlegesohlen beobachtet werden. Die Aktivitäten des M. peroneus zu Beginn der Standphase (initial contact) und in der Abstoßphase (push off) unterschieden sich hingegen nicht in den Versuchsvarianten „Einlage“ und „Dummy“. Daraus lässt sich schließen, dass die Wirkung der Einlage phasenabhängig war und das muskuläre Aktivierungsmuster des M. peroneus longus innerhalb des motorischen Programmes nur in dem Zeitfenster beeinflusste, in dem das laterale Einlagenelement Druck auf die Haut über der Sehne des Muskels ausübte. Zu diesem Zeitpunkt innerhalb des Gangzyklus kann normalerweise nur eine schwache Aktivität des M. peroneus longus beobachtet werden (15).
Beobachtete Reaktionen
Um die unterschiedlichen Wirkungsweisen von klassisch stützenden Einlagenkonzepten und sensomotorisch gezielt wirkenden Einlagen zu differenzieren, ist es wichtig festzuhalten, dass die Aktivierungsänderung des M. peroneus longus nicht über eine rein mechanische Änderung der Mittelfußposition im Sinne einer orthopädischen Außenranderhöhung hervorgerufen worden sein konnte. In diesem Fall wäre der Fuß in eine verstärkte Pronation gebracht worden und eine Verminderung der Aktivität der Fußpronatoren wäre zu erwarten gewesen (22). Ebenso ist die beobachtete Reaktion von dem Wirkprinzip von Tapeverbänden zu unterscheiden, die über mechanorezeptive Reize die Latenzzeit der Peroneusaktivierung verändern und Amplitudenvergrößerungen bewirken können, jedoch keine zusätzlichen Aktivierungsmuster generieren (12).
Große Variabilität
Die Rolle des M. peroneus longus zu Beginn und in der Mitte der Standphase hat sich in den Untersuchungen der letzten Jahre als sehr komplex dargestellt. Louwerens et al. (18) fanden eine große Variabilität in der Peroneus-Aktivität zu Beginn der Standphase und schlossen daraus auf seine Bedeutung für die Fußpositionierung. Zusätzliche Aktivitätspeaks zu unterschiedlichen Zeiten interpretierten sie als Beitrag zur dynamischen Gleichgewichtskontrolle. Ähnliche Resultate fanden Santilli et al. (24).
Stabile Fußpositionierung
Die gefundene mittlere Aktivität des zusätzlichen Aktivierungspeaks von 21,6% MVC entspricht nur einem Drittel der beim Abstoßvorgang messbaren Muskelaktivität, welche den Rückfuß aufrichtet, und mag daher zunächst vergleichbar gering erscheinen. Jüngere Arbeiten konnten im Vergleich von kinematischen und elektromyografischen Messungen indirekt zeigen, dass deutliche Zunahmen der Gelenkinversion bereits mit Erhöhungen der Peroneus-Aktivität um etwa 50% der Ruheaktivität einhergingen (4). Untersuchungen der Peroneus-Aktivierung beim Landen nach einem Sprung auf einer supinierenden Plattform finden (auf den Maximalwert gemittelte) Amplitudenzunahmen in der Größenordnung von 5 bis 20% im Vergleich zum Landen auf einem festen Untergrund (7). Dies zeigt, dass offensichtlich funktionelle Reaktionen des M. peroneus longus in einer Größenordnung liegen, die der in dieser Arbeit gefundenen entspricht, sodass von einer kinematisch wirkungsvollen Aktivitätsänderung ausgegangen werden kann.
Zum Zeitpunkt der maximalen Amplitudenzunahme bei 29,67% der Standphase hat der Fuß flächigen Bodenkontakt und das Körpergewicht wird auf den Fuß übertragen (loading response). Es stellt sich die Frage, ob zu diesem Zeitpunkt noch eine wirkungsvolle Korrektur der Rückfußposition möglich ist. Delahunt et al. (4) konnten jedoch eine funktionell wirksame Zunahme der Peroneus-Aktivität in der Lastaufnahmephase (loading response) messen, die bei Personen mit funktioneller Sprunggelenkinstabilität bei verstärkten Inversionswinkeln auftrat. Sie interpretieren dies als Schutzmechanismus in einer kritischen Phase, wenn die Körperlast zunehmend über das obere Sprunggelenk in den Fuß eingeleitet wird. Insofern kann die in der vorliegenden Arbeit beobachtete erhöhte Peroneus-Aktivität zum Zeitpunkt ihres Auftretens durchaus einen stabilitätsfördernden Beitrag leisten.
Dynamische Stabilität
Für den in dieser Arbeit gefundenen Aktivierungspeak in der mittleren Standphase kommen prinzipiell mehrere neurophysiologische Regelmechanismen in Betracht. Änderungen der Muskelaktivität im Vergleich zum regulären motorischen Aktivierungsmuster können neben intrinsischen Ursachen (beispielsweise einem veränderten Energiestoffwechsel im Muskel) durch corticospinale Regelkreise und/oder propriospinale Regelkreise bewirkt werden (6,10). Letztere werden durch veränderte Afferenzen ausgelöst. Im konkreten Fall kommen Afferenzänderungen von verschiedenen Rezeptorsystemen in Frage. Der Druck des lateralen Einlagenelementes auf die Haut kann Mechanorezeptoren in Dermis und Epidermis reizen (Merkel-Zellen, Ruffni-, Meissner-, Pacini-Körperchen), die über afferente Bahnen eine Muskelreaktion auslösen können (25). Eine geringfügige Stellungsänderung des Os calcaneare kann ebenfalls Reizantworten durch Gelenkrezeptoren (korpuskuläre Rezeptoren, freie Nervenendigungen), beispielsweise in der Articulatio subtalaris oder der Articulatio calcaneocuboidea auslösen. Da das Einlagenelement über dem Sehnenverlauf platziert wurde, kann die beobachtete muskuläre Reaktion auch als Antwort auf einen über spinale Pfade verlaufenden Dehnreflex interpretiert werden (3). Im mittleren Teil des Gangzyklus übt das laterale Einlagenelement einen dorsomedial gerichteten Druck auf die Sehnen der Mm. peroneus brevis und longus aus, der zu einer Reizung der Muskelspindelrezeptoren führen kann. Capady und Stein (3) konnten zeigen, dass monosynaptische Typ I-Reflexe des Muskelspindelsystems während des Gehens teilweise gehemmt werden, um die dynamische Stabilität der Bewegung nicht zu gefährden. Dietz und Kollegen machen vornehmlich Typ II-Afferenzen für eine Dehnreflexantwort bei Störexperimenten verantwortlich (6), die bei der vorliegenden Studie ebenfalls als Mediator für die beobachtete Aktivitätsänderung des M. peroneus longus in Frage kommen können.
Die zeitliche Lokalisierung des Amplitudenmaximums bei etwa 30% der Standphase fällt in die Phase der Übertragung des Körpergewichtes auf den Fuß (mid stance von 20-50% der Standphase (22)) und stützt die Interpretation der Beeinflussung propriospinaler Regelkreise. Die exakte Identifizierung der afferenten Strukturen, die für die beobachtete Reaktion verantwortlich ist, kann mit dem vorliegenden Versuchs-Setup nicht vorgenommen werden und bedürfte weiterer Untersuchungen unter Anwendung neurophysiologischer Techniken.
Funktionell sinnvoll
In der Phase des beobachteten zusätzlichen Amplitudenmaximums ist der Fuß nur schwach durch Muskelaktivität gesichert, da er in der Frontalebene bei axialer Last mechanisch stabilisiert ist (26). Louwerens et al. (18) weisen aber darauf hin, dass bei externen lateral einwirkenden Störreizen oder auch bei antizipatorischen Ausgleichsbewegungen als Folge einer Rumpfbewegung die Peroneus-Muskulatur stabilisierend eingreifen muss. Insofern ist die durch die Einlage bewirkte sensomotorische Aktivierung des Muskelregelkreises im Sinne einer Bewegungsstabilisierung auch funktionell sinnvoll.
Bei 6 VP konnte keine Aktivitätsänderung des M. peroneus durch die Einlagen beobachtet werden. Eine mögliche Ursache wären die post hoc festgestellten Außenrotationsfehlstellungen des Fußes in der Standphase. Durch eine verstärkte Fußaußenrotation könnte der mechanisch induzierte Druck auf die Sehnenstrukturen zu gering ausgefallen sein, um einen Dehnreflex auszulösen. Ebenso wären veränderte und weniger flexible motorische Programme als Anpassung des Zentralnervensystems an die Rotationsfehlstellungen denkbar. Hier wäre in Folgeuntersuchungen eine genaue Differenzierung zwischen anatomisch und muskulär bedingten Rotationsfehlstellungen unter Einbeziehung kinematischer Messungen wichtig, um einen Einfluss auf die Aktivierung der Unterschenkelmuskulatur quantifizieren zu können. Aufgrund des Verlaufes der Sehnen der Mm. peroneus longus und brevis wäre auch die Wirkung auf den M. peroneus brevis als Synergist über intramuskuläre EMG-Ableitungen von Interesse.
Schlussfolgerung
Die vorliegende Studie hat erstmals zeigen können, dass eine schrittphasenabhängige Erhöhung der Aktivität des M. peroneus longus durch ein lateral druckerzeugendes Einlagenelement möglich ist. Dies eröffnet interessante therapeutische Ansatzpunkte bei Patienten mit Instabilität der Sprunggelenke oder Fußfehlformen, die zu einer verstärkten Supination tendieren und könnte bisherige konservative Ansätze (1) ergänzen.
Die Studie wurde in der Deutschen Zeitschrift für Sportmedizin Jahrgang 64, Nr. 3 (2013) veröffentlicht.
Ludwig O, Quadflieg R, Koch M