Wielerkinematica en verband met overbelastingsblessures bij renners

Schuermans Joke, PT, PhD, Palmans Tanneke, Roosen Philip, Prof., PhD.
Vakgroep Revalidatiewetenschappen, Faculteit Geneeskunde en Gezondheidswetenschappen, Universiteit Gent Corneel Heymanslaan 10 - Ghent, Belgium

Verband tussen proximale bewegingscontrole, belastingsintensiteit en prevalentie van overbelastingsklachten bij amateur wielrenners

Lights

INTRODUCTIE

Wegwielrennen is de dag van vandaag één van de meest populaire duursporten wereldwijd, en dit zowel op professioneel competitief als op recreatief niveau. Gezien de geassocieerde laagdrempelige toegankelijkheid, de relatief lage gewichts- en kraakbeen impact en de zeer beperkte sporttechnische vereisten die ermee gepaard gaan,  is deze sport erg in trek bij renners van uiteenlopende leeftijd en trainingsachtergrond, en dit zowel bij mannen als vrouwen. Desondanks het feit dat bij wielrennen geen grondreactiekrachtontwikkeling komt kijken en de sport hierdoor slechts gelimiteerde kraakbeenbelasting inhoudt, dwingt het sporttechnisch profiel de renner wel in een statische, geforceerde flexiepostuur voor variabele trainingsduur, hetgeen overbelasting, klachten en blessureleed ter hoogte van wervelzuil en de hiermee verbonden of hierop insererende musculoskeletale structuren kan teweeg brengen. Het cyclische, repetitieve karakter van de wielersport zorgt er daarenboven voor dat de kleinste biomechanische asymmetrieën of discrete tekorten aan complementariteit in de fiets-atleet configuratie, aanleiding kunnen geven tot overbelastingsblessures of meer specifiek ‘Repetitive Strain Injuries’ (RSI) op niveau van de wervelzuil of onderste ledematen. Dergelijke biomechanische onregelmatigheden kunnen immers bijdragen tot excessieve gewrichts- en bindweefsel belasting op respectievelijke locaties, dewelke pas klinisch aan de oppervlakte (na x aantal omwentelingen / x aantal duurtrainingen) komt als het probleem reeds geruime tijd aanwezig is. Epidemiologisch onderzoek binnen het wegwielrennen heeft aangetoond dat zowel de knie als de lumbale wervelzuil de meest voorkomende sites van overbelastingsproblematiek zijn. [4, 10, 12, 19, 29, 34, 40] Gezien beide regionen hoe dan ook in belangrijke mate vatbaar zijn voor vroegtijdige artrotische dysfunctie, in hoofdzaak in de fysieke actieve mannelijke populatie, zou geassocieerde en op kwalitatieve biomechanica gestoelde blessurepreventie van wervelzuil en onderste ledematen als essentieel beschouwd moeten worden in de sportieve en medische begeleiding van wielerfanaten.  

Om het risico op overbelastingsblessures, gekoppeld aan biomechanische onregelmatigheden, te minimaliseren dient de renner in eerste instantie attent gemaakt te worden op het belang van een correcte fietsafstelling. [4, 7-8, 13, 18, 19, 20, 29, 30, 40] Dergelijke individueel geschaalde ‘bike-fit’ zal de aanwezigheid van houdingsafwijken of drukexcessen reeds in belangrijke mate inperken. Blessurepreventie in de wielerwereld zou zich echter niet mogen beperken tot het ‘bike-fit’ gegeven (waar het de dag van vandaag wel grotendeels op aankomt). Het risico op overbelastingsblessures is niet alleen gekoppeld aan de verhoudingen tussen renner en diens racefiets, doch zeker ook in belangrijke mate aan de genetische, fysieke en psychologische eigenschappen van de renner in kwestie. Zoals het geval is voor elke sport, noodzaakt een degelijke en veilige sportprestatie met minimaal onderliggend blessurerisico een gefundeerd arsenaal aan algemene en sport-specifieke motorische vaardigheden en capaciteiten.  Om op niveau te komen en te blijven dient de renner naast zijn wieler-specifieke trainingen voldoende aandacht te besteden aan integratie van flexibiliteit, kracht, coördinatie en stabiliteit. Hoewel deze zaken sinds jaar en dag essentieel deel uitmaken van de meeste fysieke en/of blessurepreventieve trainingen in de meeste sporttakken [2, 14, 16, 23], wordt dit ‘accessorisch’ trainingsonderdeel slechts sinds kort en op kleine schaal opgenomen in het trainingsagenda van renners [19].

Knie- en lage rug klachten (Low Back Pain – LBP) bij renners werden in voorgaand wetenschappelijk onderzoek ten dele toegeschreven aan een inadequate fietsafstelling [4-5, 7-8, 10, 13, 18-20, 29-30, 35, 40], doch ook aan tekorten in lumbopelviene neuromusculaire controle en gebrekkige houdings- en bewegingscontrole tijdens fietsbelasting [15, 19, 35]. Deze deficitaire kinematische controle zou op zijn beurt het gevolg kunnen zijn van tekorten aan flexibiliteit, neuromusculaire controle en krachtuithouding [15, 19, 35].  Om in het bijzonder het kniegewricht te beschermen tegen de gevolgen van kinematische onregelmatigheden en biomechanische overuse, zijn onder meer de fietsafstellingsparameters ‘zadelhoogte’ en ‘saddle set back’ (i.e. de voor-achterwaartse positie van het zadel ten opzichte van diens dragende stang) van cruciaal belang [4, 7-8, 18-20, 40]. Louter remediëren van deze afstellingsparameters zal echter niet volstaan om het blessure risico optimaal te remediëren. Adequate kracht- en flexibiliteitsprofielen van zowel de quadriceps als hamstrings, en een degelijke krachtuithoudingscapaciteit in de proximale gluteaalstreek zijn zeker even belangrijk wil men valgus excessen en excessieve patellofemorale schuif- en compressiekrachten vermijden gaandeweg de pedaalomwenteling (des te meer in geval van volumineuze fietstrainingen aan hoge wattages) [11, 19].

Hoewel de noodzaak tot effectieve trainingsonderbreking het grootst is voor blessures ter hoogte van de knie (meestal anterieure knieklachten met betrokkenheid van de patellofemorale loge), heeft epidemiologisch onderzoek aangetoond dat ook klachten ter hoogte van de onderrug in belangrijke mate bijdragen tot trainingsreductie en daling in prestatievermogen [10-11, 13, 19, 29]. Gezien de epidemiologie van LBP meestal gerapporteerd wordt op basis van prevalentie cijfers, is het identificeren van causale risicofactoren complexer dan het geval is voor anterieure knieklachten. Er is in dit verband echter reeds wetenschappelijke evidentie voorhanden dewelke aangeeft dat de fietspositie (curvatuur wervelzuil en lumbopelviene verhoudingen), bepaald door zowel (1) de fietsafstelling als (2) intrinsieke flexibiliteit-, controle en krachtparameters eigen aan de renner (proximale controle, flexibiliteit van de hamstrings, krachtuithouding van de lumbale extensoren, etc.) een cruciale rol spelen in voorkomen van overbelasting ter hoogte van de onderrug [35]. Zo werden lagere stuurposities (in functie van aerodynamische optimalisatie) en excessieve lumbale flexieposturen reeds geassocieerd met LBP in de wielerpopulatie [5, 9, 37]. Deze relatie suggereert dat zowel de kwaliteit van de fietsafstelling (rekening houdende met de eigenschappen van de renner en diens trainingsambities) alsmede een degelijk fundament aan motorische vaardigheden en basisconditie (in hoofdzaak degelijke posturale controle en krachtuithouding) essentiële determinanten zijn in preventie en optimalisatie van prestatie. Er werd reeds aangetoond dat rompspierfunctie- en structuur, in het bijzonder prematuur optreden van vermoeidheid en reductie van spiervolume op lumbaal niveau, significante verbanden vertoonden met de prevalentie van LBP bij renners [5-6, 33]. Op basis van deze onderzoeksbevindingen kan echter niet gesteld worden in welke mate posturale controle en neuromusculaire functie in eigenlijk causaal verband gesteld kunnen worden met de ontwikkeling van LBP. Bestaand onderzoek naar factoren geassocieerd met LBP laat geen valide oorzaak-gevolg identificatie toe ingevolge (1) inclusie van kleine en aspecifieke studiepopulaties en (2) laag-kwalitatieve en inadequate methodologische werkwijzen. Deze beperkingen hebben de identificatie van de exacte rol van de kwaliteit van het biomechanisch profiel van de renner en eventuele verbanden met ontwikkelen van LBP tot op heden verhinderd. Rekening houdende met het feit dat de prestatiecapaciteit van de renner in belangrijke mate verband houdt met diens blessurerisico en het fragiele evenwicht tussen belasting en belastbaarheid, lijkt het heel verwonderend dat er zo weinig wetenschappelijke evidentie bestaat omtrent intrinsieke risicofactoren aanleiding gevende tot overbelastingsklachten in de zeer grote populatie van wielerfanaten.

Omwille van dit knijpend tekort, heeft deze studie tot doel na te gaan in welke mate het voorkomen van overbelastingsklachten geassocieerd kan worden met posturale en kinematische deviaties tijdens een uitputtend fietsprotocol binnen een grote steekproef van amateur renners.

 

METHODEN

Deelnemers

67 mannelijke amateur renners namen deel aan deze studie. De rekrutering werd georganiseerd via mailverkeer met de recreatieve wielerclubs in Vlaanderen (Vlaamse Wielrijdersbond, Cycling Vlaanderen). Geïnteresseerde renners werden geïncludeerd indien ze rapporteerden minstens 1 jaar wielerervaring te hebben en er het afgelopen jaar een wekelijks trainingsvolume op nahielden van minimaal 70 kilometer (km). Daarenboven moesten ze over een eigen koersfiets beschikken dewelke nauwkeurig afgesteld werd bij aankoop. Kandidaten werden geweigerd indien ze klachten of blessures rapporteerden dewelke hen verhinderden aan maximale intensiteit te trainen op het moment van studiedeelname. Renners die sporadische musculoskeletale klachten rapporteerden tijdens (duur)trainingen, niet direct aanleiding gevend tot reductie of onderbreking van het wekelijks trainingsregime, werden wel geïncludeerd daar dit noodzakelijk was binnen het kader van de onderzoeksvraag van deze studie.  Voor eigenlijk studiedeelname werden geschikte kandidaten éénmalig uitgenodigd op de campus van het Universitair Ziekenhuis (UZ) te Gent (vakgroep Revalidatiewetenschappen) voor een driedimensionale (3D) bewegingsanalyse tijdens een stationaire fietsinspanning van progressieve intensiteit. Deelnemers werden verzocht hiertoe eigen koersfiets en nieuw aansluitende fietskledij te voorzien. De gehele procedure nam in totaal ongeveer 1 uur in beslag per proefpersoon. Deze studie werd goedgekeurd door het Ethisch Comité van het UZ Gent. (EC UZG 2017/1293)

De antropometrische karakteristieken van de deelnemers en gegevens over wielerervaring, wekelijks trainingsvolume en prevalentie van fiets-gerelateerde fysieke klachten worden weergegeven in Tabel 1.

 

3D testprocedure

Bij aankomst op de vakgroep Revalidatiewetenschappen werd elke deelnemer op de hoogte gebracht betreffende het doel en de precieze inhoud van de studie en de 3D kinematische evaluatieprocedure, waarna ze gevraagd werden een ‘Informed Consent’ formulier te ondertekenen en een baseline vragenlijst te vervolledigen waarin informatie met betrekking tot antropometrie, trainingsgewoonten en -achtergrond, en (fiets-gerelateerde) blessuregeschiedenis werd verzameld. Nadien werd de fiets van de kandidaat geïnstalleerd op een TACX systeem (Tacx B.V., Wassenaar, the Netherlands) voorzien van een vermogens- en cadansmeter.

Kinematische analyse van romp en onderste ledematen vond plaats gebruik makende van de Qualisys AB hard- en software systemen (Qualysis Track Manager (QTM), Qualisys AB, Göteborg, Sweden). 3D data van romp en onderste ledematen werden verzameld aan een meetfrequentie van 250 Hertz (Hz). De positie en beweging van de geïncludeerde segmenten werden gecapteerd in het frontale, sagittale en transversale plan gaandeweg de omwentelingscyclus aan de hand van 48 passief reflectieve markers. Deze werden hiertoe bevestigd op gestandaardiseerde anatomische locaties. De positieveranderingen van deze markers tijdens de fietsproef werden geregistreerd door  8 OQUS infrarood camera’s opgesteld rond de Tacx-fiets configuratie (gemeenschappelijk meetvolume van ongeveer 12m3). Het ‘Lower Limb – Trunk template for 3D motion analysis’ model ontwikkeld door Van Renterghem en collega’s (Lower Limb and Trunk Model 2013, John Moores University Liverpool) werd gebruikt voor data-acquisitie en post-hoc verwerking. Na het plaatsen van de 48 markers, werd het virtueel model van elke kandidaat opgemaakt binnen de QTM software door een statische en een aantal staande functionele metingen uit te voeren aan de hand van dewelke de exacte lokalisatie van de knie- en heupgewrichtscentra accuraat konden worden bepaald. Nadien werd de deelnemer geïnstalleerd op zijn koersfiets en kon de dynamische bewegingsanalyse tijdens het progressieve inspanningsprotocol van start gaan (afbeelding 1).

 

Afbeelding 1. Deelnemer voorzien van reflectieve marker-set voor 3D bewegingsanalyse, geïnstalleerd op eigen koersfiets centraal opgesteld binnenin het gekalibreerd meetvolume omgeven door 8 infrarood camera’s.

 

Het fietsprotocol ging van start aan een basisvermogen van 90 Watt (W), geaccumuleerd met belastingsblokken van 30W elke 2 minuten. Dit regime werd verdergezet tot de kandidaat aangaf totale uitputting te hebben bereikt of de constante cadans niet langer te kunnen aanhouden.  Kandidaten waren vrij hun eigen traptempo te bepalen, doch eens gekozen moest dit toerental constant gehouden worden gedurende de gehele proef. Eigenlijke 3D bewegingsanalyse vond plaats gedurende de laatste 30 seconden van elk 2 minuten durende wattageblok. Naast kinematica van romp en onderste ledematen, werd ook de hartslag van de kandidaat geregistreerd in functie van vermogen. Deze werd meegenomen om te evalueren in welke mate fysieke fitheid/paraatheid van invloed zou kunnen zijn op biomechanische karakteristieken van het fietspatroon tijdens een protocol van toenemende intensiteit.
 

Data Analyse

Post hoc data analyse bestond uit de opmaak van een virtueel 3D kinematisch model binnen QTM en Visual 3D (V3D, V6.01.31) (C-Motion, Inc. 20030 Century Blvd, Suite 104A, Germantown, MD 20874, USA). Op basis van dit model werden dan ook de positieveranderingen van romp en onderste ledematen geobjectiveerd in functie van de pedaalomwentelingen. Afhankelijk van de duur van de proef, werden gemiddeld 5 tot 12 kinematische curves per segment geëxporteerd (Thorax, bekken, linker en rechter heup, knie en enkelgewricht) naar MatLab (voor Statistical Parametric Mapping (SPM) [24-28, 31] curve analyse) en nadien ook SPSS voor statistische analyse in functie van zowel belastingsintensiteit als klachtenprevalentie. Het significantieniveau werd ingesteld op α = 0.05 conform een 95% betrouwbaarheidsinterval voor alle statistische procedures.

 

RESULTATEN

Elk van de deelnemende kandidaten slaagde erin de fietsproef tot maximale uitputting uit te fietsen met behoud van voorafgaandelijk ingesteld toerental (eindpunt werd bereikt binnen range van 95 – 105% van de maximale hartslag). Maximale hartslagen, richtingscoëfficiënten van de toenemende hartslag in functie van wattage alsmede maximale wattages genormaliseerd naar lichaamsgewicht worden weergegeven in tabel 1.

Tabel 1. Karakteristieken deelnemende kandidaten in functie van klachtenprevalentie. BPM, Beats Per Minute (slagen per minuut); km, kilometers; LBP, Low Back Pain; n, steekproefgrootte; p, probabiliteit; SD, Standaard Deviatie; Sign. (2-tailed), two-tailed level of significance (probability); W, Watt; Δ, delta; %, percentage.

 

Kinematica in functie van intensiteit (vermogen)

Statistische analyse van de 3D kinematische patronen demonstreerde significante verschillen in kinematische curves gaandeweg de omwentelingscyclus in functie van wattage. In het bijzonder het vergelijken van de kinematische curves tussen het eerste en laatste wattageblok demonstreerde een significante toename in

  • hoeveelheid knie-extensie ter hoogte van de “Bottom Dead Center” positie (BDC) (p = 0,001) alsmede een significante toename
  • hoeveelheid thoracale lateroflexie ter hoogte van de “Knee over Pedal Spindle” positive (KOPS) (p = 0,023)  (afbeelding 2).

 

Afbeelding 2. (a) Flexie-Extensie curve kniegewricht doorheen gemiddelde omwentelingscyclus – laagste wattage (C01) versus hoogste wattage (C03), aantonend dat er in hoofdzaak significant meer knie-extensie optreedt tijdens de neerwaartse propulsie fase van de omwentelingscyclus (p = 0,001); Y-as geeft de positie van het kniegewricht weer in het sagittaal plan (uitgedrukt in graden, °), X-as vertegenwoordigt de tijd nodig voor 1 gemiddelde genormaliseerde omwentelingscyclus (procentueel uitgedrukt, %). (b) Lateroflexie curve thorax doorheen gemiddelde omwentelingscyclus – laagste wattage (C01) versus hoogste wattage (C03), aantonend dat er significant meer thoracale lateroflexie compensatie optreedt ter hoogte van de KOPS positie alwaar het meeste kracht gegenereerd dient te worden doorheen de pedaalcyclus (p = 0,023);  Y-as geeft de positie van het thorax segment weer in het frontaal plan (uitgedrukt in graden, °), X-as vertegenwoordigt de tijd nodig voor 1 gemiddelde genormaliseerde omwentelingscyclus (procentueel uitgedrukt, %)

SPM{t}, Geschaalde Traject Variabele als uitkomstparameter resulterend uit een gepaarde ‘Statistical Parametric Mapping’ analyse binnen Matlab, indicatief voor de omvang van het verschil tussen beide vermogenscondities (omvang van het verschil tussen de kinematische curves overeenkomstig condities 1 en 3, geëtaleerd per tijdseenheid indicatief voor de verschillende fasen van de omwentelingscyclus), zoals gedemonstreerd in de grafieken aan de linker zijde; α, significantieniveau; t*, kritieke t-waarde overeenkomstig de bovengrens van het 95% Betrouwbaarheidsinterval (BI) zoals gedefinieerd door α; p, probabiliteit met dewelke de omvang van het kinematisch verschil tussen beide condities gaandeweg de omwentelingscyclus daar waar het de SPM{t} waarde de kritieke bovengrens zou hebben overgeschreden toe te schrijven aan het toeval (een ‘random field process’ met dezelfde ‘temporele smoothness’[24-28, 31]

 

Kinematische deviaties in relatie tot prevalentie van overbelastingsblessures

Om na te gaan in welke mate blessureprevalentie eventuele invloed heeft op kinematsiche controle tijdens een progressief intensifiërend fietsprotocol, werden de kinematische datacurves overeenkomstig het eerste wattage blok vergeleken met deze gedurende het laatste wattageblok. Aan de hand van deze mathematische vergelijking werden naderhand verschil-curves opgemaakt, dewelke statistisch getoetst werden op verbanden met blessureprevalentie.

Statistische analyse gaf aan dat de omvang van kinematische deviatie en kinematische foutmarge bij toenemende intensiteit beduidend groter was bij renners die overbelastingsklachten rapporteerden in vergelijking met de controles. Er werd vastgesteld dat toename in laterale tilt van het bekken tijdens de neerwaartse krachtsgeneratie fase van de omwentelingscyclus (p = 0,0026) (afbeelding 3) alsmede toegenomen thoracale lateroflexie rond de KOPS positie (ook onderdeel van de krachtgeneratie fase)  (p = 0,041; gemiddeld verschil van 1,15°; 95% Betrouwbaarheidsinterval (BI) [0,04951 – 2,25231]) een significant verband vertoonden met blessureprevalentie binnen deze steekproef.

Afbeelding 3. Bekken kinematica frontaal plan / Laterale Bekken Tilting curve doorheen de gemiddelde omwentelingscyclus – Curve van controlegroep wordt over de gehele omwentelingscyclus statistisch vergeleken met deze van de groep die overbelastingsklachten rapoorteert, respectievelijke kinematische data acquisitie vond plaats tijdens de hoogste wattagetrap. Deze onafhankelijke ‘between-group’ analyse demonstreert dat de blessuregroep significant meer laterale bekken-tilt presenteert tijdens de neerwaartse (kracht genererende) propulsiefase van de omwentelingscyclus in vergelijking met de klachtenvrije controles (p = 0,0026); Y-as vertegenwoordigt de laterale bekken tilting hoek en overeenkomstige variabiliteit in bekken ROM in het frontaal plan (uitgedrukt in graden, °), X-as vertegenwoordigt de tijd nodig voor 1 gemiddelde genormaliseerde omwentelingscyclus (procentueel uitgedrukt, %)

SPM{t}, Geschaalde Traject Variabele als uitkomstparameter resulterend uit een ongepaarde ‘Statistical Parametric Mapping’ analyse binnen Matlab, indicatief voor de omvang van het verschil tussen beide groepen (omvang van het verschil tussen de kinematische curves geobjectiveerd in de blessuregroep enerzijds en de controlegroep anderzijds, geëtaleerd per tijdseenheid indicatief voor de verschillende fasen van de omwentelingscyclus), zoals gedemonstreerd in de grafieken aan de linker zijde; α, significantieniveau; t*, kritieke t-waarde overeenkomstig de bovengrens van het 95% Betrouwbaarheidsinterval (BI) zoals gedefinieerd door α; p, probabiliteit met dewelke de omvang van het kinematisch verschil tussen beide condities gaandeweg de omwentelingscyclus daar waar het de SPM{t} waarde de kritieke bovengrens zou hebben overgeschreden toe te schrijven aan het toeval (een ‘random field process’ met dezelfde ‘temporele smoothness’[24-28, 31]

 

Invloed van prestatievermogen en trainingsachtergrond op fietskinematica en blessureprevalentie?

Statistische analyse kon geen verband aantonen tussen wattage-gerelateerde kinematische deviaties aan de ene kant, en wekelijks trainingsvolume, aantal jaren fietservaring, en prestatievermogen (geobjectiveerd aan de hand van de richtingscoëfficiënt van de hartslag curve en het genormaliseerd maximaal wattage) aan de andere kant. Deze parameters vertoonden ook geen verband met de prevalentie van overbelastingsklachten binnen deze steekproef. (Tabel 1)

 

DISCUSSIE

Algemene bevindingen

De vastgestelde studieresultaten indiceren dat kinematische controle op de koersfiets in belangrijke mate afhankelijk is van de trainingsintensiteit / het opgelegde wattage, alsmede het voorkomen van musculoskeletale klachten bij renners. Trainingsvolume noch fiets-specifieke prestatiedeterminanten vertoonden enig verband van voorkomen van klachten, dit was ook het geval voor antropometrie en het aantal jaren wielerervaring. Hoewel cardiorespiratoire fitheid (gemeten aan de hand van procentuele toename in hartslag in functie van wattage-opbouw) wel een significant verband vertoonde met maximaal vermogen genormaliseerd naar lichaamsgewicht, vertoonden deze parameters geen enkel verband met de kinematische deviaties in romp en onderste ledematen noch de prevalentie van fiets-gerelateerde musculoskeletale klachten.

 

Verband tussen de omvang van wattage-gerelateerde kinematische deviaties en blessure-prevalentie

Toenames in thoracale lateroflexie en laterale bekkentilting tijdens de propulsie-fase van de omwentelingscyclus aan hogere wattages vertoonden een significant verband met de aanwezigheid van fiets-gerelateerde overbelastingsklachten binnen de wielerpopulatie geïncludeerd in deze studie. In welke mate deze excessieve kinematische deviaties de oorzaak dan wel eerder het gevolg zijn van de aanwezigheid van musculoskeletale klachten, kan niet worden hard gemaakt op basis van huidig onderzoeksdesign. Daar geen van de deelnemende participanten klachten of discomfort rapporteerde tijdens de 3D kinematische fietsproef, zouden de auteurs er voorzichtig van uit durven gaan dat tekorten aan kinematische controle eerder aan de oorzaak liggen dan wel het gevolg zijn van het ontstaan en in stand houden van overbelasting tijdens wielerbelasting. Voorgaand onderzoek toonde reeds aan dat deficitaire neuromusculaire controle ter hoogte van de lumbale wervelzuil mogelijks een belangrijke bijdragende factor zou kunnen zijn in de ontwikkeling van LBP bij renners [35]. Zo besloten Streisfeld et al. op basis van hun onderzoeksbevindingen dat disbalansen in rompspieractivatie, krachtstekorten in de lumbale extensoren en een toegenomen flexiepostuur tijdens fietstrainingen een duidelijk verband vertoonden met de prevalentie van LBP. De wetenschappelijke evidentie en geassocieerde bewijskracht van deze bevindingen is echter gelimiteerd daar de geïncludeerde studies binnen deze review een sterk uiteenlopend design hadden en niet systematisch eigenlijke renners noch atleten met rugklachten includeerden [35]. In lijn met de conclusies gemaakt door Streisfeld en collega’s op basis van hun systematische review, demonstreerde de huidige studie dat renners met musculoskeletale klachten beduidend hogere wattage-gerelateerde kinematische deviaties vertoonden in vergelijking met de klachtenvrije controles. Deze resultaten tonen aan dat gebrekkige neuromusculaire controle ter hoogte van het proximaal stabiliserend spierkorset mogelijks deels verantwoordelijk is voor respectievelijke symptomatologie.

Gelijkaardige wattage-gerelateerde kinematische deviaties ter hoogte van romp en bekken werden gerapporteerd in de studie van Sayers [34]. Deze auteur onderzocht het effect van vermoeidheid op het kinematisch gedrag van de romp- en bekkensegmenten, zij het slechts binnen een kleine steekproef van klachtenvrije en goed getrainde renners. In tegenstelling tot hun kleinschalig observationele studie, bestond het proefprotocol binnen de huidige studie niet uit de objectivatie van spieractiviteit door middel van oppervlakte elektromyografie (EMG). Dit impliceert dat op basis van huidige bevindingen niet gesteld kan worden in welke mate de kinematische deviaties ook wel degelijk gevoed werden door aberrante neuromusculaire rekruteringspatronen. Een andere studie dewelke een gelijkaardig inspanningsprotocol oplegde aan een steekproef bestaande uit 7 klachtenvrije en ervaren renners, kon wel aantonen dat vermogen-gerelateerde toename in rompinclinatie, heupflexie amplitdo en frontale ab/adductie deviaties van het kniegewricht op significante wijze gecorreleerd waren met afnames in de mediane vuurfrequentie distributie van de Biceps Femoris en Gastrocnemius spieren, geëvalueerd aan de hand van oppervlakte EMG [15]. Wat hierbij in het bijzonder opviel is dat de afname in de mediane vuurfrequentie de kinematische veranderingen vastgesteld in romp en onderste ledematen telkens VOORAF gingen. Men zou er op basis hiervan van uit kunnen gaan dat de toename in kinematische deviatie / afname in kinematische controle die deze studie aantoonde in functie van prevalentie van fiets-gerelateerde musculoskeletale klachten, het rechtstreekse gevolg zijn van meer uitgesproken (of eerder optredende) musculaire vermoeidheid in deze groep in vergelijking met de gezonde controles. Deze bevinding zou dus kunnen wijzen op het feit dat in het bijzonder musculaire dysfunctie, en meer specifiek tekorten aan krachtuithoudingscapaciteit, ergens aan de basis van de overbelastingsblessure prevalentie liggen bij renners. Tevens interessant om mee te nemen is dat de auteurs in bovenvermelde studie enkel vermoeidheidsgerelateerde vuurfrequentieveranderingen vaststelden in de posterieure dij en kuitmusculatuur en niet ter hoogte van de Quadriceps noch de Tibialis Posterior, dewelke ook op zeer intensieve en nagenoeg constante wijze actief zijn tijdens wieleractiviteit.  Deze selectieve (relatief vroeg optredende) vermoeidheid in posterieure keten zou gerelateerd kunnen zijn aan het specifieke biomechanische profiel van het wielrennen, dewelke de atleet langdurig in een onnatuurlijke lumbale flexiepostuur dwingt en de posterieure musculatuur hierdoor intensief isometrisch en excentrisch gaat belasten in een verlengde, distale bewegingsbaan. Deze configuratie zorgt voor (1) grotere (wervezluil) of juist ingekorte (onderste ledematen) afstanden tussen de contractiele actine en myosine filamenten in de spiervezels deel uitmakende van de posterieure keten, waardoor het rendement van de spiercontractie significant gelimiteerd wordt vanuit mechanisch oogpunt, en (2) een belangrijke toename in mechanische belasting opgelegd aan de radices en perifere zenuwen deel uitmakende van de Plexus Lumbosacralis die moeten instaan voor het gecoördineerd aansturen van de spieren van  het onderste lidmaat (niet toevallig in hoofdzaak de posterieure keten musculatuur). Deze condities kunnen uiteraard aanleiding geven tot neuromusculaire dysfunctie (met eventuele kinematische deteriorisatie tot gevolg)  indien niet tijdig onderkend en/of geremedieerd. In geval van tekorten aan krachtuithouding in de lumbale extensoren en de lokale intervertebrale en peri-lumbale stabiliserende spieren (waaronder ok de diepe abdominale en pelviene musculatuur) ingevolge inhibitoire/analgetische mechanismen of atrofische veranderingen [33, 35, 37], wordt verwacht dat het vermogen om de fysiologische lumbale lordose te controleren gecompromitteerd wordt (zeker onder intensieve belastings-/trainingsomstandigheden). Dit zou inderdaad aanleiding kunnen geven tot het vroegtijdig optreden van spiervermoeidheid en als dusdanig ook tekorten aan kinematische controle tijdens wieleractiviteit (zeker aan relatief hoge intensiteit). Hieruit zou men kunnen afleiden dat het gedwongen aannemen van een excessieve en langdurige lumbale flexiepostuur naar alle waarschijnlijkheid zowel aan de oorzaak ligt als ook het gevolg is lumbale klachten en aberrant kinematisch gedrag in romp, bekken en onderste ledematen. Dergelijke discrete en subklinische neuromusculaire dysfunctie geeft in dit verband niet enkel aanleiding tot overbelasting van de lumbale wervelzuil, doch zal ook het risico op ‘repetitive strain injury’ (RSI) in de gehele kinetische keten verhogen daar het proximaal controlerend vermogen wordt ingeperkt.

In lijn met deze rationale onderzochten Abt en collega’s de effecten van het induceren van proximale vermoeidheid op de kinematische karakteristieken van de onderste ledematen in een steekproef van 15 gezonde renners [1]. Hoewel hier niet gezocht werd naar verbanden met blessureprevalentie, werd in deze studie wel aangetoond dat het induceren van vermoeidheid in de rompmusculatuur resulteerde in een significante toename in kinematische deviatie van het kniegewricht in zowel het frontaal als het sagittaal plan, zonder dat dit enig effect had op de krachten uitgeoefend op de pedalen. Op basis van deze bevindingen werd gesuggereerd dat tekorten aan proximale controle (‘core stability’) mogelijks het risico op RSI in en rond het kniegewricht kunnen vergoten.

Gezien binnen onze studie geen verschil kon worden geobjectiveerd in trainingsstatus tussen de klachten- en de controlegroep op basis van hartfrequentie-opbouw (richtingscoëfficiënt) en genormaliseerd maximaal wattage, werd het vermoeidheidseffect van het progressief inspanningsprotocol gelijk(aardig) beschouwd in de klachten- en de controlegroep. Dit suggereert dat de aangetoonde tekorten aan kinematische controle naar alle waarschijnlijkheid in hoofdzaak gerelateerd zijn aan de prevalentie van musculoskeletale klachten binnen deze onderzoekspopulatie, mogelijks uitgelokt door meer uitgesproken en premature aanwezigheid van neuromusculaire vermoeidheid en geassocieerde dysfunctie uitgaande van zowel de proximaal stabiliserende (i.e. o.a. de lumbale Multifidi) alsmede de krachtgenererende / propellerende musculatuur (i.e. Gastrocnemius, Hamstrings en Gluteus Maximus).

 

Limitaties

Hoewel deze studie als eerste de functionele kinematische controle onderzocht in functie van wattage/vermoeidheid en voorkomen van overbelastingsklachten in een populatie van amateur wielrenners, was ze niet zonder (methodologische) beperkingen. Als eerste dient in dit verband gesteld te worden dat er binnen de statistische evaluatie geen categorisatie plaatsvond op basis van blessure-lokalisatie noch – entiteit. Het kan echter heel goed zijn dat verschillende overbelastingsklachten ook aanleiding geven tot specifieke, differentiële kinematische deviaties, hetgeen de algemene onderzoeksbevinding binnen dit studieprotocol zou kunnen hebben beïnvloed. Dergelijke categorisering op basis van letseltype en -locatie was echter niet mogelijk ingevolge beperkte steekproefgrootte. In tweede instantie dient te worden meegegeven dat de 3D kinematische analyse niet voorafgegaan werd door een maximale inspanningsproef. Voorafgaandelijk aan de bewegingsanalyse was dus niet geweten welke de trainingsstatus van de deelnemende kandidaten was. Dit gegeven kan van invloed zijn geweest op de vermoeidheid-gerelateerde kinematische deviaties in relatie tot het wattageniveau, hetgeen zo mogelijks ook de relatie tussen vermoeidheid-gerelateerd verlies van kinematische controle en het voorkomen van overbelastingsklachten hebben beïnvloed binnen deze studie.  Een laatste beperking houdt het niet includeren van oppervlakte EMG in, waardoor het niet rechtstreeks mogelijk is een besluit te vormen betreffende de exacte oorzaak van het kinematisch tekortschieten op basis van eventuele onderliggende veranderingen in neuromusculaire coördinatie.

 

Conclusie

Vermogen-gerelateerde toenames in kinematische deviaties van romp en bekken tijdens de propulsiefase van de pedaalomwenteling vertonen een verband met de prevalentie van overbelastingsblessures bij amateur renners. Hoewel het verhogen van het te trappen wattage van invloed was op het kinematisch gedrag van zowel de romp als de onderste ledematen, vertoonde enkel de proximale kinematische controle karakteristieken een statistisch verband het voorkomen van fiets-gerelateerde musculoskeletale klachten. Deze onderzoeksbevindingen benadrukken het belang van adequate proximale kinematische controle in de wielersport. Deze eigenschap zou zodoende meer geëvalueerd en geremedieerd moeten worden in training, preventie en revalidatieregimes binnen deze atletische populatie.

 

Woord van dank

Tot slot wensen de auteurs de overkoepelende wielerorganisaties van de “Vlaamse Wielrijdersbond” ‘Cycling Vlaanderen”, en de ‘Vlaams Wielercentrum Eddy Merckx’ (Strandlaan, Ghent, Belgium) te bedanken voor hun waardevolle assistentie tijdens het rekruteringsproces. Daarnaast dienen uiteraard ook alle renners die deelnamen aan dit wetenschappelijk onderzoek in de verf te worden gezet, daar deze studie zonder hun vrijwillige deelname niet mogelijk was geweest. Voor hun financiële steun wensen we als laatste de coördinatoren van Nano4Sports Interreg Project te bedanken en uiteraard ook de subsidiërende Interreg organisatie.

 

 

Referenties

  1. Abt JP, Smoliga SM, Brick MJ, Jolly JT, Lephart SM, Fu FH. Relationship between cycling mechanics and core stability. J. Strength Cond. Res. 2007;21(4):1300–1304.
  2. Asker M, Brooke HL, Waldén M, Tranaeus U, Johansson F, Skillgate E, Holm LW. Risk factors for, and prevention of, shoulder injuries in overhead sports: a systematic review with best-evidence synthesis. Br J Sports Med. 2018;52(20):1312-1319.
  3. Asplund C, Ross M. Core stability and bicycling. CURRENT SPORTS MEDICINE REPORTS   2007;9(3):155-160.  
  4. Bailey MP, Maillardet FJ, Messenger N. Kinematics of cycling in relation to anterior knee pain and patellar tendinitis. J Sports Sci. 2003;21(8):649-57.
  5. Balasubramanian V, Jagannath M, Adalarasu K. Muscle fatigue based evaluation of bicycle design. Appl Ergon. 2014;45:339-345.
  6. Balasubramanian V, Jayaraman S. Surface EMG based muscle activity analysis for aerobic cyclist. J Bodywork Movement Ther. 2009;13:34-42.
  7. Bini R, Hume PA, Croft JL. Effects of bicycle saddle height on knee injury risk and cycling performance. Sports Med. 2011;41(6):463-76.
  8. Bini R. Effects of saddle position on pedaling technique and methods to assess pedaling kinetics and kinematics of cyclists and triathletes. Doctoral Dissertation - Auckland University 2011.
  9. Chen YL, He KC. Changes in human cervical and lumbar spine curves while bicycling with different handlebar heights. Work. 2012;41(1): 5826-7.
  10. Clarsen B, Krosshaug T, Bahr R. Overuse Injuries in Professional Road Cyclists. Am J Sports Med. 2010;38(12):2494–2501.
  11. Dahlquist M, Leisz MC, Finkelstein M. The club-level road cyclist: injury, pain, and performance. Clin J Sport Med. 2015;25(2):88-94.
  12. De Bernardo N, Barrios C, Vera P, Laíz C & Hadala M. Incidence and risk for traumatic and overuse injuries in top-level road cyclists. Journal of Sports Sciences. 2012;30(10):1047-1053.
  13. De Bernardo N, Barrios C, Vera P, Laíz C, Hadala M. Incidence and risk for traumatic and overuse injuries in top-level road cyclists. J Sports Sci. 2012;30(10):1047-53.
  14. DiFiori JP, Güllich A, Brenner JS, Côté J, Hainline B, Ryan E 3rd, Malina RM. The NBA and Youth Basketball: Recommendations for PRoMoting a Healthy and Positive Experience. Sports Med. 2018;48(9):2053-2065.
  15. Dingwell JB, Joubert JE, Diefenthaeler F, Trinity JD. Changes in muscle activity and kinematics of highly trained cyclists during fatigue. IEEE Trans Biomed Eng. 2008;55(11):2666-74.
  16. Ekstrand J. Preventing injuries in professional football: thinking bigger and working together. Br J Sports Med. 2016;50(12):709-10.
  17. Fordham S, Garbutt G, Lopes P. Epidemiology of injuries in adventure racing athletes. Br J Sports Med. 2004;38:300-303.
  18. Johnston TE, Baskins TA, Koppel RV, Oliver SA, Stieber DJ, Hoglund LT. The influence of extrinsic factors on knee biomechanics during cycling: a systematic review of the literature. Int J Sports Phys Ther. 2017;12(7):1023–1033.
  19. Mellion MB. Common Cycling Injuries: Management and Prevention. Sports Medicine. 1991; 11(1):52-77.
  20. Menard M, Domalain M, Decatoire A, Lacouture P. Influence of saddle setback on knee joint forces in cycling. Sports Biomech. 2018;19:1-13.
  21. Muyor JM, Lopez –Minarro PA, Alacid F. Spinal posture of thoracic and lumbar spine and pelvic tilt in highly trained cyclists. J Sports Sci Med. 2011;10:335-361.
  22. Muyor JM. The influence of handle-bar position on spinal posture in professional cyclists. J Back Musculoskelet Rehabil. 2015;28:167-172.
  23. Pas HIMFL, Bodde S, Kerkhoffs GMMJ, Pluim B, Tiemessen IJH, Tol JL, Verhagen E, Gouttebarge V. Systematic development of a tennis injury prevention programme. BMJ Open Sport Exerc Med. 2018;4(1):e000350.
  24. Pataky T, Robinson M, Vanrenterghem J. Vector field statistical analysis of kinematic and force trajectories . J Biomech. 2013; 46(14):2394-2401.
  25. Pataky T. et al. New insights into the plantar pressure correlates of walking speed using pedobarographic statistical parametric mapping (pSPM). J Biomech. 2008;41(9):1987-94.
  26. Pataky TC, Vanrenterghem J, Robinson MA. The probability of false positives in zero-dimensional analyses of one-dimensional kinematic, force and EMG trajectories. J Biomech. 2016; 49(9):1468-1476.
  27. Pataky TC.  Generalized n-dimensional biomechanical field analysis using statistical parametric mapping. J Biomech. 2010;43:1976–1982.
  28. Pataky TC. One-dimensional statistical parametric mapping in Pyhton. Comput Methods Biomech Biomed Eng. 2012;15:295–301.
  29. Piotrowska SE, Majchrzycki M, Rogala P, Mazurek-Sitarz M. Lower extremity and spine pain in cyclists. Ann Agric Environ Med. 2017;24(4):654-658.
  30. Quesada J et al. Effect of bike-fit in the perception of comfort, fatigue and pain. J Sports Sci. 2017;35(14):1459-1465.
  31. Robinson MA, Vanrenterghema J, Pataky TC. Statistical Parametric Mapping (SPM) for alpha-based statistical analyses of multi-muscle EMG time-series. Journal of ElectRoMyography and Kinesiology. 2015; 25(1):14-19.
  32. Rønnestad BR et al. Optimizing strength training for running and cycling endurance performance: A review. Scand J Med Sci Sports. 2014;24(4):603-12.
  33. Rostami M, Ansari M, Noormohammadpour P, Ali M, Kordi R. Ultrasound assessment of trunk muscles and back flexibility, strength and endurance in off-road cyclists with and without low back pain. J Back Musculoskelet Rehabil. 2015;28:634-644.
  34. Sayers MG, Tweddle AL. Thorax and pelvis kinematics change during sustained cycling. Int J Sports Med. 2012;33(4):314-9.
  35. Streisfeld GM, Bartoszek C, Creran E, Inge B, McShane MD, Johhnston T. Relationship between body positioning, muscle activity, and spinal kinematics in cyclists with and without low back pain: a systematic review. Sports Health. 2017;9(1):75-79.
  36. Van Hoof W, Volkaerts K, O'Sullivan K, Verschueren S, Dankaerts W. Cognitive functional therapy intervention including biofeedback for LBP during cycling: a single case study. Sport Geneeskunde. 2011;44(4):20-26.
  37. Van Hoof W, Volkaerts K, O'Sullivan K, Verschueren S, Dankaerts W. Comparing lower lumbar kinematics in cyclists with low back pain (flexion pattern) versus asymptomatic controls--field study using a wireless posture monitoring system. Man Ther. 2012;17(4):312-7.
  38. Vikmoen O et al. Heavy strength training improves running and cycling performance following prolonged submaximal work in well-trained female athletes. Physiol Rep. 2017;5(5).
  39. Vikmoen O et al. Strength training improves cycling performance, fractional utilization of VO2max and cycling economy in female cyclists. Scand J Med Sci Sports. 2016;26(4):384-96.
  40. Wanich T, Hodgkins C, Columbier JA, Muraski E, Kennedy JG. Cycling injuries of the lower extremity. J Am Acad Orthop Surg. 2007;15(12):748-56.
Contacteer ons Privacy Cookies Gebruiksvoorwaarden