Versus Tijdschrift voor Fysiotherapie, 22 e jrg 2004, no. 6 (pp )

Transcriptie

1 Auteur(s): A. Lagerberg Titel: Opstaan en heupmobiliteit Jaargang: 22 Jaartal: 2004 Nummer: 6 Oorspronkelijke paginanummers: Deze online uitgave mag, onder duidelijke bronvermelding, vrij gebruikt worden voor (para-) medische, informatieve en educatieve doeleinden en ander niet-commercieel gebruik. Zonder kosten te downloaden van:

2 The oretisch bezien OPSTAAN EN HEUPMOBILITEIT Aad Lagerberg A. Lagerberg, Fysiotherapeut, Vakgroep Beweging & Analyse, opleiding Bewegingstechnologie, Haagse Hogeschool; Albert Schweitzer Ziekenhuis Dordrecht. Inleiding H et herwinnen van het vermogen om zelfstandig op te staan uit een stoel is een belangrijk revalidatiedoel bij diverse patiëntengroepen. Zoals bij elke therapeutische interventie, dient ook bij een training van het opstaan vanuit zit de aanpak gestoeld te zijn op een analyse van de aard van de problematiek die ten grondslag ligt aan het onvermogen. Zo vraagt een gebrek aan voldoende strekkracht rond het kniegewricht een andere aanpak dan wanneer er sprake is van een mobiliteitsprobleem naar extensie in dit gewricht. Een dergelijke analyse van de gewenste interventie is gebaseerd op een vergelijking van de functie-eisen die het opstaan uit een stoel stelt aan de revalidant met de actuele functiemogelijkheden van de revalidant. Een fysiotherapeut moet dus niet alleen een goed beeld hebben van de functiemogelijkheden en beperkingen van zijn klant, maar dient tevens te beschikken over kennis van de beweging die getraind moet worden. Het vergaren van kennis over de problematiek van de patiënt krijgt prominent aandacht in de opleiding van een fysiotherapeut. Helaas is het vak bewegingsanalyse nog geen gemeengoed binnen de basisopleiding. Dat is erg jammer, want kennis van de functie-eisen die de beweging stelt, maakt het gericht screenen van de revalidant op de voor de beweging relevante aspecten mogelijk. Het onderzoek van een patiënt verloopt bij deze aanpak dus niet langs een vaste lijst met te onderzoeken punten, maar wordt gestuurd door de functie-eisen die de taak stelt. Dit artikel beoogt het een en ander toe te voegen aan het begrip van de functie-eisen die bij het opstaan een dwingende rol spelen. We gaan hierbij vooral in op de belangrijke rol van het versnellen van de romp. Fasering van de opsta beweging Alhoewel er in de wijze waarop mensen uit een stoel opstaan zowel inter- als intra-individueel veel variatiemogelijkheden bestaan, is de beweging tot op zekere hoogte wel zodanig uniform dat zij ingedeeld kan worden in een aantal vaste stadia. In dit opzicht is de beweging vergelijkbaar met het gaan; We kunnen iemand herkennen aan zijn >loopje=, maar dat laat onverlet dat de stadia in de schrede universeel te beschrijven zijn. Bij het beschrijven van een beweging kan gekozen worden voor diverse grootheden om de fasering aan te brengen. Bij het gaan is het bijvoorbeeld gebruikelijk om de beweging in te delen op basis van de optredende contacten tussen de voet en de vloer (uni-en bipedale standfase en zwaaifase). Het is echter ook mogelijk om de beweging in te delen op basis van de optredende bewegingsuitslagen in de gewrichten. Zo kan een extensie en een flexiefase in het heupgewricht worden beschreven. Geen van de genoemde beschrijvingen geeft een compleet beeld van wat zich allemaal afspeelt tijdens een gangcyclus. Het is vaak de combinatie van de beschrijvingen en de samenhang daartussen, die een goed beeld opleveren van wat zich afspeelt. Afhankelijk van de aard van de vragen die men zich stelt, dient een andere (combinatie van) beschrijving(en) gekozen dienen te worden. Ook het opstaan kan met behulp van diverse grootheden worden beschreven. In tegenstelling tot het gaan is er bij het opstaan weinig uniformiteit te vinden in de beschrijving van de beweging. Dit maakt het vergelijken van verschillende studies soms lastig. Indien we het beschikbare steunvlak als criterium nemen, ontstaat de indeling van figuur 1. De beweging wordt hierbij opgedeeld in een fase tot aan het moment waarop de persoon de zitting verlaat (figuur 1a en b) en het deel van de beweging dat daar op volgt (figuur 1b en c).

3 Op het moment dat het contact met de zitting verdwijnt (Seat Off) reduceert het steunvlak tot de omhullende van de beide voeten. Figuur 1a t/m c Fasering van de op- sta beweging a. Startpositie b. Seat Off c. Eindpositie In figuur 2 is het opstaan beschreven met behulp van een combinatie van de methode uit figuur 1 en de optredende hoekuitslagen van heup, knie en enkel (2). De fase vanaf de start van de rompflexie tot aan het moment waarop de extensie in het kniegewricht aanvangt wordt >weight shift= genoemd. De tweede fase >transition= duurt van de inzet van de kniestrekking tot het moment waarop de heupflexie overgaat in extensie. Dit moment komt overeen met het moment van seat off (SO). De laatste fase wordt >lift= genoemd. Figuur 2 Weergave van de optredende hoek- stand veranderingen in heup-,, knie-, en enkelgewricht bij het opstaan.

4 In figuur 3 wordt de grafiek getoond van de verticale component van de voetreactiekracht bij de Rise To Stand (RTS) beweging (1). Het betreft een proefpersoon met een lichaamsgewicht van ongeveer 70 kg. Een vijftal kenmerkende punten uit de grafiek wordt hieronder besproken. Figuur 3 Voetreactiekrachten bij het opstaan. Verdere verklaring in de tekst 1. De reactiekracht bij het zitten (dus voor aanvang van het opstaan) op de voeten bedraagt in dit geval ongeveer 200N. De overige 500N wordt via de zitting van de stoel overgedragen. 2. De inzet van de rompflexie vindt plaats via een concentrische contractie van de heupbuigers. De romp moet ten opzichte van de benen naar flexie worden gebracht. De benen vormen hierbij de origo en de romp de insertie. Een spier trekt echter altijd even hard aan zijn beide aanhechtingspunten. Ten gevolge van de contractie van de heupbuigers versnelt daarom niet alleen de romp voorover, maar ondervinden de benen eveneens een achterover kantelend moment. Dit moment op de benen veroorzaakt de afname van de reactiekracht op de voeten bij de inzet van de opsta beweging. 3. De kracht op de voeten groeit vervolgens snel aan tot boven het lichaamsgewicht aangezien het gewicht van het lichaam nu geheel door de voeten naar de grond wordt geleid (het contact met de zitting is verdwenen) en het lichaam daarbij ook nog eens opwaarts versneld moet worden. 4. Zodra het lichaam voldoende opgericht is neemt de reactiekracht op de voeten af. Deze afname van de reactiekracht tot onder het niveau van het lichaamsgewicht duidt op een vertraging aan het eind van de oprichtfase. 5. Uiteindelijk stabiliseert de kracht op de voeten op het niveau van het lichaamsgewicht. Lichaamszwaartepunt bij seat off Onder statische omstandigheden is evenwicht van het lichaam slechts mogelijk indien het lichaamszwaartepunt in het steunvlak projecteert. Onder dynamische omstandigheden geldt deze eis niet. In dergelijke situaties spelen versnellingen en/of vertragingen van deelmassa=s een zodanige rol dat de noodzaak om het lichaamszwaartepunt binnen het steunvlak te laten projecteren, vervalt. Indien de opsta beweging uiterst langzaam wordt uitgevoerd, zijn de versnellingen en vertragingen van deelmassa=s dermate gering dat de beweging kan worden opgevat als een aaneenschakeling van momenten waarin steeds de statische evenwichtseisen gelden. In figuur 4a wordt een proefpersoon weergegeven (op het moment van seat off) die de gehele opsta beweging in 20 seconden uitvoert. Deze lage bewegingssnelheid maakt dat hij het contact met de zitting pas kan verbreken nadat hij er in is geslaagd het lichaamszwaartepunt boven de voeten te brengen. In figuur 4b wordt de positie waarin de proefpersoon zich bevindt nagebootst met behulp van een mensmodel. Dit computermodel berekent in de getoonde houding de positie van het lichaamszwaartepunt op basis van de posities van alle deelmassa=s. In de getoonde houding projecteert het zwaartepunt juist in het steunvlak.

5 Figuur 4a en b Bij een traag uitgevoerde poging tot opstaan projecteert het lichaamszwaartepunt in het steunvlak op het moment van Seat Off. Een snellere uitvoering van de opsta beweging maakt het mogelijk al tot een seat off te komen voordat het lichaamszwaartepunt boven de voeten is gebracht. Dit wordt getoond in figuur 5a. Vergeleken met de positie van figuur 4a valt op dat de romp aanzienlijk minder voorover gekanteld is. De simulatie van figuur 5b maakt duidelijk dat het zwaartepunt nog achter de voeten projecteert op het moment dat het contact met de zitting al verbroken is. Onder statische omstandigheden zou een persoon in deze positie niet in evenwicht zijn en onvermijdelijk terugvallen op de zitting van de stoel. De persoon in figuur 5a heeft zijn lichaamszwaartepunt in de fase voorafgaand aan het moment van seat off echter voldoende voorwaarts weten te versnellen en kan daarmee voorkomen dat hij terug in de stoel valt. Bij deze versnelling van het zwaartepunt voorafgaand aan seat off speelt de flexie van de romp een belangrijke rol. Met behulp van een model zullen we de effectiviteit van de inzet van de romp bestuderen. Figuur 5a en b. Indien de romp bij de inzet van de opsta beweging vol- doende wordt versneld kan het zwaartepunt op het mo- ment van v Seat Off achter de voeten projecteren.

6 Beschrijving van het model Het model (figuur 6) is vervaardigd met behulp van het computerprogramma Interactive Physics. In dit programma kunnen elementen getekend worden die zich gedragen als massa=s in het zwaartekrachtsveld. Behalve door de zwaartekracht kunnen de elementen ook in beweging worden gebracht met behulp van onder andere motoren of actuatoren. Het gedrag van het aldus vervaardigde systeem kan vervolgens worden bestudeerd door grootheden als bijvoorbeeld positie, snelheid en versnelling te meten. Op de website kunt u een aardige indruk krijgen van de mogelijkheden van dit programma. In figuur 6 wordt het model getoond. Het bestaat uit de elementen voet, onderbeen, bovenbeen en romp. Aangezien de onderste extremiteit in het model niet dubbel is uitgevoerd bezitten de deelmassa=s gezamenlijk het totale gewicht van beide benen. De romp staat model voor de massa=s van romp, armen en hoofd. De massaverdelingen zijn realistisch gekozen. De positie van het lichaamszwaartepunt wordt weergegeven met behulp van de zwart/wit gevulde cirkel. De voet staat gefixeerd op de vloer. De enkel, de knie en de heup zijn gemodelleerd als scharnieren. Het heupgewricht van het model bezit een grotere bewegingsmogelijkheid naar flexie dan in werkelijkheid mogelijk is. De uitslag in dit gewricht staat namelijk tevens model voor de flexie in de lumbale wervelkolom. Het model kent twee variabelen; de maximale heuphoek en de initiële rotatiesnelheid van de romp. De instellingen van deze twee variabelen kunnen worden bediend met twee schuifregelaars. Wijziging van de maximale flexiehoek in het heupgewricht wordt gerealiseerd door een lengteverandering van de afstandhouder tussen romp en bovenbeen. Om de effectiviteit van de versnelling van de romp te bestuderen worden er in het model geen momenten geleverd rond de knie en de enkel. Het model wordt dus uitsluitend via een rotatie van de romp in het heupgewricht in beweging gebracht. In de werkelijkheid wordt de romp met behulp van heupbuigers in beweging gebracht. In het programma Interactive Physics kan echter een initiële rotatiesnelheid van de romp worden opgegeven. Figuur 6 Het gebruikte model Bewegingsenergie van de romp De roterende romp bezit een zekere hoeveelheid bewegingsenergie. Alvorens in te gaan op de formule voor de bewegingsenergie van een roterend voorwerp kijken we eerst even naar de bewegingsenergie van een translerend voorwerp. De bewegingsenergie van een translerend voorwerp (de kinetische energie E kin ) wordt berekend met onderstaande formule en wordt uitgedrukt in Nm. 1 2 E kin = m v 2 m = de massa van het voorwerp. v = de snelheid van het voorwerp. Uit de formule blijkt dat de bewegingsenergie van een translerend voorwerp wordt bepaald door zijn massa en zijn snelheid.

7 Ook een roterende massa (in dit geval de romp) bezit een zekere hoeveelheid bewegingsenergie. De formule voor deze rotatoire bewegingsenergie is: 1 2 E rot = J ω 2 J = massatraagheidsmoment ω = hoeksnelheid Net als bij de translatie is de eenheid van deze rotatie- bewegingsenergie de Nm. De formule vertoont overeenkomsten met de formule voor translatie. In plaats van de massa gaat het bij de rotatie om het massatraagheidsmoment en de snelheid is vervangen door de hoeksnelheid. Het begrip massatraagheidsmoment verdient enige toelichting. In figuur 7 wordt een halter in twee verschillende posities in de hand gehouden. In beide gevallen wordt de halter via een exo- en endorotatie in het schoudergewricht heen en weer gedraaid om een min of meer longitudinale as. Zoals u zich waarschijnlijk voor kunt stellen, zijn de krachten die uitgeoefend moeten worden om de halter heen en weer te draaien in figuur 7a aanzienlijk groter dan in figuur 7b. Ondanks de gelijke massa is het >verzet= van de massa tegen het roteren groter in figuur 7a. Deze weerstand tegen het in een rotatiebeweging komen van de halter wordt het massatraagheidsmoment genoemd. In algemene zin is de weerstand tegen roteren van een massa groter naarmate de massa van het voorwerp verder van de rotatie-as gelegen is. Dit verklaart waarom het verzet van de halter in figuur 7a groter is. Figuur 7a en b. Het massatraagheidsmoment van de halter in situatie a is groter dan in i si- tuatie b. In het Interactive Physics model kan de hoeksnelheid die de romp bij aanvang van de beweging bezit, worden gevarieerd. De positie van het zwaartepunt van de romp en de plaats van het draaipunt in de heup liggen vast. De rotatie-energie van de romp hangt in dat geval dus uitsluitend af van de hoeksnelheid. Het model bezit geen spieren rond de knie en de enkel en mist ook strekkers van de heup. Daarom kan het model geen volledige opsta beweging maken. Het model wordt uitsluitend gebruikt om de effectiviteit van de rompflexie te bestuderen. De effectiviteit van de rompinzet wordt afgemeten aan de noodzakelijke startsnelheid van de romp om het lichaamszwaartepunt tot boven de voet te brengen bij verschillende maximale flexiehoeken van het heupgewricht. Het model wordt hiertoe in het kniegewricht gefixeerd. De redenen hiervoor worden hieronder toegelicht. Indien in het model de romp met een bepaalde hoeksnelheid de eindstand in het heupgewricht bereikt (figuur 8a), is verder roteren in het de heup niet meer mogelijk. De bewegingsenergie die de romp bezit, gaat nu aanleiding gaan geven tot bewegingen om de andere draaipunten. Indien zowel in het kniegewricht als in het enkelgewricht de beweging wordt toegelaten zal het model in beide verbindingen gaan bewegen en daarbij voorwaarts uit de stoel glijden (figuur 8b). Indien we in het model het enkelgewricht fixeren zal de romp, zodra de eindstand in het heupgewricht is bereikt, samen met het bovenbeen gaan draaien in het kniegewricht. De optredende extensie in het kniegewricht leidt tot een >seat off= van het model (figuur 8c). De bewegingsenergie van de

8 romp en het bovenbeen wordt vervolgens omgezet in potentiële energie. De rotatiesnelheid van het model neemt daarbij steeds verder af en het model bereikt een zekere hoogte boven de stoel alvorens terug op de zitting te vallen. In het model worden geen extra momenten rond de knie of de heup geleverd door spieren. Daarom hangt de hoogte boven de zitting, die door het model wordt bereikt, uitsluitend af van de bewegingsenergie van de romp. Hoe sneller de romp roteert, hoe hoger het model boven de zitting komt. De maximale hoogte die het zwaartepunt op deze wijze bereikt, zou een bruikbare maat kunnen vormen voor de effectiviteit van de inzet van de romp. Er is echter gekozen voor een andere maat die wat beter de verschillen in effectiviteit visualiseert. Indien niet het enkelgewricht maar het kniegewricht wordt gefixeerd, zal de roterende romp bij het bereiken van de eindstand in het heupgewricht aanleiding geven tot een dorsaalflexie in het enkelgewricht (figuur 8d). Vergelijking van figuur 8c en d maakt duidelijk dat de baan die het zwaartepunt gaat volgen bij rotatie in het enkelgewricht aanzienlijk vlakker verloopt dan bij rotatie in het kniegewricht. Figuur 8a t/m d a en b: Zonder fixatie van enkel of knie glijdt het model voorwaarts uit de stoel bij het bereiken van de maximale heupflexie. c: Bij een gefixeerde enkel roteert het model in het kniegewricht. d: Bij een gefixeerde knie roteert t het model in de enkel. De rotatie-energie van de romp wordt daarom ook minder snel omgezet in potentiële energie waardoor de rotatie in het enkelgewricht langer voortduurt. Op deze wijze blijkt het mogelijk om het lichaam met uitsluitend de inzet van de romp te laten roteren tot een positie waarbij het zwaartepunt boven het enkelgewricht projecteert (figuur 9a t/m c). De benodigde initiële rotatiesnelheid van de romp die voor het bereiken van deze positie noodzakelijk is, blijkt samen te hangen met de mogelijke hoekuitslag van de romp. Figuur 9a t/m c Begin, midden- en eindstand van het model. De flexiehoek van de romp is gedefinieerd zoals weergegeven in figuur 9b. De eindstand van het model is gedefinieerd als de positie waarbij het zwaartepunt boven de enkel-as projecteert.

9 Effectiviteit van de rompflexie Figuur 10 geeft het verband weer tussen de mate van flexie van de romp en de initiële hoeksnelheid van de romp die nodig is om het lichaamszwaartepunt tot boven de enkel-as te brengen. De definitie van de heupflexie-hoek wordt weergegeven in figuur 9b. Uit de grafiek blijkt dat de noodzakelijke startsnelheid van de romp toeneemt bij een afnemende rompmobiliteit. Het verband is niet lineair. Een reductie van de lenigheid van de romp van 70E naar 60E heeft een veel groter gevolg voor de noodzakelijke initiële hoeksnelheid dan een wijziging van 10E naar 20E. 400 hoeksnelheid en heupmobiliteit heupflexie Figuur 10 Het verband tussen de be- nodig digde de hoeksnelheid van de romp om de eindpositie te bereiken en de d heupmo mo- biliteit. De eerste factor die van invloed is op dit resultaat is de bijdrage van de versnelling van de romp door de zwaartekracht. Het model krijgt een startsnelheid opgelegd, maar dat is niet de eindsnelheid die de romp zal bezitten bij het bereiken van de maximale hoekstand in het heupgewricht. Onderweg versnelt de romp namelijk nog onder invloed van de zwaartekracht. Naarmate de romp verder kan roteren zal de toename van de hoeksnelheid van de romp groter zijn. In het geval van de meest lenige romp (70E heupflexie) neemt de hoeksnelheid van de romp onder invloed van de zwaartekracht toe van de initiële 18E/sec tot 128E/sec bij het bereiken van de eindstand in de heup. In het geval van de meest beperkte romp (10E heupflexie) is het verschil tussen begin en eindsnelheid maar 27E/sec. Een gelijke beperking van de mobiliteit van de romp heeft bij verschillende startposities van de romp heel wisselende effecten op de versnelling die de romp doormaakt onder invloed van de zwaartekracht (zie figuur 11). In een reeds sterk voorovergebogen stand van de romp daalt het zwaartepunt sterk indien de romp 10E extra voorover wordt gekanteld. Indien de romp echter vanuit een meer verticale positie eveneens 10E voorover kantelt daalt het zwaartepunt veel minder (het verplaatst in dit geval voorwaarts). Figuur 11a en b. In een meer voorovergebogen positie van de romp (a) heeft een extra vooroverkanteling van de romp een groter effect op de verticale verplaatsing van het zwaartepunt dan in een meer gestrekte positie=s s van de romp (b).

10 In verband hiermee heeft het beperken van de romp in de meer voorovergebogen posities een grotere invloed op de eindsnelheid die de romp bereikt dan in de meer verticale positie=s. De noodzakelijke startsnelheid om de eindpositie te kunnen bereiken loopt in dit gebied dus ook sneller op. De eindsnelheid van het meest beperkte model moet een waarde bereiken van ruim 300E/sec. Bij het lenigste model hoeft deze waarde slechts 128E/sec te bedragen. Uit het feit dat de eindsnelheid (en daarmee de hoeveelheid rotatie-energie) ondanks de correctie voor de bijdrage van de zwaartekracht toch verschilt, kan worden opgemaakt dat er nog een andere factor een rol speelt. Een tweede factor die van invloed is op het gedrag van het model is de mate waarin de rotatie-energie van de romp moet worden omgezet in potentiële energie om het zwaartepunt boven de voeten te brengen. In figuur 12 wordt een lenig model (a tm c) vergeleken met een model met een geringe heupflexie (d tm f). De drie getoonde posities zijn: a en d: Startpositie b en e: Maximale flexie romp c en f: Lichaamszwaartepunt loodrecht boven de enkel. Figuur 12a t/m f. Verklaring in de tekst In alle gevallen is steeds een horizontale lijn door het zwaartepunt getekend. Zoals hierboven al (met andere woorden) werd aangegeven treedt er bij de lenige romp vanuit de startpositie tot het moment van maximale heupflexie een grotere daling van het zwaartepunt op (het verschil tussen de doorgetrokken lijn en de onderbroken lijn). Door de rotatie in het enkelgewricht die nu volgt is er weer sprake van een stijging van het zwaartepunt (het verschil tussen de onderbroken en de streep/stippel lijn). Vergelijking van figuur b en c met figuur e en f maakt duidelijk dat deze stijging in het geval van de beperkte romp groter is. Dit laatste betekent dat de rotatie-energie die het beperkte model moet bezitten (op het moment van het

11 bereiken van de eindstand in het heupgewricht) groter zal moeten zijn dan bij het lenige model. Klinische relevantie Het model genereert geen realistische opsta beweging. Het kniegewricht blijft bijvoorbeeld in een onveranderde positie, waardoor het model niet in een gestrekt staande positie eindigt. Tevens is de in het enkelgewricht optredende dorsaalflexie veel groter dan in werkelijkheid. Het model is echter opzettelijk zo eenvoudig gehouden. Op deze wijze uitgevoerd, leent het model zich namelijk goed om de bijdrage van de rompinzet aan de opsta beweging te bestuderen. Uiteraard worden er in werkelijkheid tevens momenten rond de enkel en de knie geleverd die een noodzakelijke bijdrage leveren aan het bereiken van de gestrekt staande positie. In het model wordt het eindresultaat van de rompinzet steeds gelijk gehouden. In alle gevallen wordt er immers voor gezorgd dat het zwaartepunt tot boven de enkel-as wordt gebracht. Om dit te bereiken moet bij een afnemende heupmobiliteit echter wel een steeds grotere startsnelheid worden gerealiseerd. Het model kent geen limieten voor wat betreft de startsnelheid van de romp, In werkelijkheid bestaan die natuurlijk wel. Men kan bijvoorbeeld niet harder aan de romp trekken dan het gewicht van de benen toelaat. De gemeten maximale rotatiesnelheid van de romp bij het uitvoeren van opsta bewegingen ligt rond de 120E/sec. (4). Deze snelheid ligt in de buurt van de eindsnelheid die de romp in het model bereikt bij een volledige vrije rompflexie van 70E. Indien we deze eindsnelheid nu eens beschouwen als de maximaal haalbare dan zal blijken dat het model in het minst beperkte geval genoeg heeft aan deze eindsnelheid om volledig op basis van de rompinzet de eindpositie (zwaartelijn boven de enkel-as) te bereiken. In alle andere gevallen schiet deze rotatiesnelheid te kort. In werkelijkheid zal de effectiviteit van de rompflexie bij een beperkt bewegingstraject waarschijnlijk nog verder reduceren. Het bereiken van een bepaalde hoeksnelheid van de romp hangt namelijk niet alleen af van het moment dat wordt geleverd, maar ook van de tijd dat dit moment kan worden uitgeoefend. Bij een beperkt flexietraject van de romp kan er slechts kortdurend een moment worden uitgeoefend waardoor de eindsnelheid van de romp lager zal uitvallen. Samengevat betekent dit dat de noodzaak tot een hoge rotatiesnelheid van de romp toeneemt bij een beperkte rotatiemogelijkheid van de romp, terwijl de mogelijkheden om deze hoge hoeksnelheid te bereiken juist afnemen. Al de genoemde argumenten maken duidelijk dat mensen met beperkte mogelijkheden tot het buigen van de heup andere strategieën zullen moeten hanteren bij het opstaan dan mensen die deze rompflexie wel vrij kunnen uitvoeren. De groep mensen die dergelijke beperkte flexiemogelijkheden van de romp bezit zijn bijvoorbeeld mensen met een coxarthrose of andere aandoeningen die gepaard gaan met een beperkte flexiemogelijkheid in de heup en/of lage rug. Een heel andere categorie wordt echter gevormd door mensen met ernstig overgewicht en zwangere vrouwen. Bij die twee laatste groepen zit om zeer verschillende redenen >de buik in de weg=. Het is aannemelijk dat onder dergelijke omstandigheden de bijdrage van de rompinzet aan de opsta beweging af zal nemen. Om toch tot stand te komen zal deze afname rond de knie en de enkel moeten worden gecompenseerd. Figuur 13 toont een overzicht van de geleverde momenten rond het heupgewricht bij het opstaan vanaf diverse stoelhoogten. De onderzoeksgroep bestond uit vrouwen in diverse stadia van hun zwangerschap (3). Figuur 13 Heupmomenten bij het opstaan van verschil schillen len- de stoelhoogten tijdens diverse stadia van de zwangerschap.

12 Uit de data blijkt dat bij vrouwen in het begin van de zwangerschap (witte balken) het geleverde maximale heupmoment toeneemt naarmate de zitting van de stoel lager is. Verder valt op dat voor alle stoelhoogten geldt dat de geleverde heupmomenten afnemen bij het vorderen van de zwangerschap. Aangezien de vrouwen toch slagen in het opstaan moeten er elders grotere momenten geleverd worden. Dat dit inderdaad het geval is blijkt uit figuur 14. Figuur 14 Kniemomenten bij het opstaan van verschillende stoelhoog hoogten tijdens diver verse stadia van de zwangerschap. In deze grafiek worden de kniemomenten bij diverse stoelhoogten weergegeven. Voor alle stoelhoogten geldt dat de geleverde kniemomenten toenemen met het vorderen van de zwangerschap. Onderzoek naar de opsta strategie van mensen met obesitas levert vergelijkbare resultaten op (4). Figuur 15 toont in de bovenste grafiek de knie- en heupmomenten bij de controlegroep. Vergeleken met de uitvoering van de groep met obesitas in de onderste figuur valt duidelijk de afname van de bijdrage van de heup en de toename van de bijdrage van de knie waar te nemen.

13 Figuur 15 Weergave van heup en kniemomenten bij de controlegroep (boven- ste grafiek) en mensen met obesitas (onderste grafiek) LITERATUUR 1. Durward B., Bear G., Rowe P. Functional Human Movement Butterworth Heinemann (1999) isbn Mak M.K.Y., Levin O., et al. Joint Torques during sit to stand in healthy subjects and people with Parkinson=s s disease. Clinical Biomechanics 18 (2003) Lou S.Z., Chou Y.L., et al. Sit to stand at different periods of pregnancy Clinical Biomechanics 16 (2001) Sibella F., Galli M., et al. Biomechanical analysis of sit to stand movement in normal and obese subjects Clinical Biomechanics 18 (2003)

14