Auteur(s): H. Houdijk Wandelen en rennen, slingeren en stuiteren Jaargang: 18 Jaartal: 2000 Nummer: 3 Oorspronkelijke paginanummers:

Versus Tijdschrift voor Fysiotherapie,18e jrg 2000, no.3 (pp. 167 – 182)

Auteur(s): H. Houdijk Titel: Wandelen en rennen, slingeren en stuiteren Jaargang: 18 Jaartal: 2000 Nummer: 3 Oorspronkelijke paginanummers: 167 - 182

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: www.versus.nl


WANDELEN EN RENNEN, SLINGEREN EN STUITEREN Han Houdijk

Han Houdijk, Faculteit der Bewegingswetenschappen Vrije Universiteit, Amsterdam

Inleiding Ons dagelijks leven barst van de modellen. Zoveel zelfs dat we soms maar nauwelijks beseffen dat we er mee te maken hebben. Modelboten zijn een ieder wel bekend, maar ook de stadsplattegrond en wereldbol zijn modellen die de werkelijkheid beschrijven. Om de werking van onze hersenen te begrijpen, wordt de computer vaak als model gebruikt en voor het begrijpen van de functie van het oog is een fototoestel een aardig model. Ook de dagelijkse weer- en beursberichten berusten op modellen, die het weermannen en analisten mogelijk maken het weer of de koersen van morgen te voorspellen. Het leven zou een stuk moeilijker zijn zonder de hulp van al deze modellen. Ook in de bewegingswetenschappen vertrouwen we veelvuldig op modellen om het menselijk bewegen te beschrijven, te begrijpen of te voorspellen. We zullen wel moeten, omdat we de werkelijkheid die we bestuderen (nog) niet helemaal kunnen doorgronden. Een anatomie-atlas staat bijvoorbeeld vol met modellen, die de bouw en samenhang van botten en spieren beschrijven. De eigenschappen van spieren kunnen we beter begrijpen na het bestuderen van Huxley’s sliding filament modellen. Wanneer we tenslotte deze spiermodellen uitdrukken in wiskundige vergelijkingen, kunnen we zelfs enkele bewegingen van het bewegingsapparaat vrij nauwkeurig voorspellen. Kortom, het bedrijven van wetenschap kan niet zonder een model. De modellen die in de wetenschap worden gehanteerd, zijn net zoals in het dagelijks leven, van zeer uiteenlopende aard. Hoewel ze op verschillende manieren zijn in te delen, wil ik een onderscheid maken tussen gedetailleerde structuurmodellen en globale gedragsmodellen. Structuurmodellen beschrijven de afzonderlijke componenten van het bewegingsapparaat. Ze worden ontworpen om de structuur en werking van deze componenten zo nauwgezet mogelijk weer te geven. Het bewegen wordt vervolgens bestudeerd aan de hand van de interactie van de afzonderlijke componenten. Hoewel dit soort modellen een waardevolle bijdrage levert aan de fundamentele kennis van het bewegingsapparaat, blijken ze minder geschikt om bewegingspatronen in meer algemene zin te doorgronden. Gedragsmodellen richten zich op het resulterende gedrag van een samenstelling van componenten. Ze zijn vaak nogal abstract van aard. In deze modellen zijn de structuren die ten grondslag liggen aan het gedrag in eerste instantie niet van belang. Gedragsmodellen zijn bij uitstek geschikt om algemene principes van het menselijk bewegen te doorgronden en resulteren vaak in meer praktische dan fundamentele kennis. In deze bijdrage wil ik verduidelijken hoe dit laatste soort modellen ons kan helpen het voortbewegen van mensen te beschrijven, te begrijpen en te voorspellen. Bovendien wil ik laten zien hoe deze abstracte gedragsmodellen kunnen leiden tot een doelgerichte interventie in de praktijk van de revalidatie.

Beschrijven In het voortbewegen van de mens kunnen we twee gangpatronen onderscheiden. Bij lage snelheden wordt er gewandeld en bij hoge snelheden wordt er gerend. Deze twee gangpatronen zijn fundamenteel verschillend van elkaar. Het onderscheid tussen beide gangpatronen wordt meestal gemaakt op basis van de grondcontacttijd van beide benen. Tijdens wandelen is er een periode waarin beide voeten gelijktijdig contact maken met de ondergrond, de bi-pedale fase. Als we gaan rennen verdwijnt deze bi-pedale fase abrupt en ontstaat er een fase waarin beide voeten gelijktijdig los zijn van de ondergrond; de vluchtfase. Alhoewel dit onderscheid erg duidelijk is, is het niet erg illustratief voor de werkelijke verschillen in de onderliggende mechanica van beide manieren van voortbewegen. De fundamentele verschillen tussen wandelen en rennen worden beter begrepen wanneer we kijken naar de beweging van het lichaamszwaartepunt tijdens de standfase van het wandelen en rennen. Gedurende de standfase van wandelen beweegt het lichaamszwaartepunt zich in een opwaartse boog (figuur 1a). Het heeft zijn laagste positie aan het begin en het eind van de standfase en bereikt zijn hoogste punt precies halverwege. Tijdens het rennen verplaatst het lichaamszwaartepunt zich in te-


gengestelde richting (figuur 2a). Het heeft zijn hoogste positie aan het begin en eind van de standfase en bereikt zijn laagste punt halverwege. De verschillen in de verplaatsing van het lichaamszwaartepunt worden veroorzaakt door verschillen in gedrag van het been tijdens de beide manieren van voortbewegen. Figuur 1: a) Tijdens het wandelen beweegt het lichaamszwaartepunt in een opwaartse boog. b) Fluctuaties in kinetische (KE) en potentiële energie (PE) van het lichaamszwaartepunt zijn precies tegengesteld. c) Het gedrag van het been kan worden gemodelleerd als een omgekeerde slinger. (Farley & Ferris, 1998)

Tijdens het wandelen blijft het standbeen vrijwel volledig gestrekt. Wanneer het lichaam van de wandelaar zich over dit gestrekte been voorwaarts verplaatst neemt de snelheid gedurende de eerste helft van de standfase af, terwijl het lichaam aan hoogte wint. De kinetische energie die het lichaam verliest wordt omgezet in potentiële energie van het zich omhoog verplaatsende lichaamszwaartepunt (figuur 1b). Gedurende de tweede helft van de standfase wordt de potentiële energie weer omgewisseld in kinetische energie. De snelheid van het lichaam neemt weer toe en de hoogte neemt af. Deze uitwisseling van kinetische en potentiële energie is analoog aan het gedrag van een fysische slinger, die stil hangt op het hoogste punt en zijn maximale snelheid bereikt als hij door zijn laagste punt beweegt (Cavagna et al., 1976). In het geval van wandelen moeten we echter spreken van een omgekeerde slinger. Dit model wordt dan ook veelvuldig gebruikt om het gedrag van het lichaam tijdens het wandelen te beschrijven (figuur 1c). Tijdens rennen gedraagt het been zich erg flexibel. Het been wordt vrijwel gestrekt neergezet maar de knie wordt aanzienlijk gebogen gedurende de standfase. Door de buiging van de knie bereikt het lichaamszwaartepunt zijn laagste punt halverwege de standfase. Van een uitwisseling van potentiële en kinetische energie is bij rennen echter geen sprake (figuur 2b). Figuur 2: a) Tijdens het rennen beweegt het lichaamszwaartepunt in een neerwaartse boog. b) Fluctuaties van kinetische (KE) en potentiële (GPE) energie van het lichaamszwaartepunt zijn in fase. c) Het gedrag van het been kan worden gemodelleerd als een massa-veer systeem. (Farley & Ferris, 1998)

De kracht die in het been wordt ontwikkeld, vertraagt de voorwaartse beweging van het lichaam gedurende de eerste helft van de standfase en versnelt het vervolgens weer gedurende de tweede helft. De verandering van kinetische en potentiële energie is in bij rennen dus precies in fase. De fluctuatie in energie-inhoud van het lichaamszwaartepunt, zoals waargenomen bij het rennen, doet echter weer denken aan een ander model. Bij een stuiterende bal zal de kinetische en potentiële energie verdwijnen op het moment dat de bal de grond raakt en weer worden teruggegeven op het moment dat hij weer opveert. In de tussen tijd wordt de energie opgeslagen als elastische energie in de bal. Soortgelijk gedrag lijkt ook op te gaan voor het been tijdens rennen (Cavagna et al., 1976). Wanneer we de lengteverandering van het been uitzetten tegen de kracht die door het been wordt geleverd, ontstaat een curve zoals we die zouden verwachten bij een eenvoudige veer. De kracht neemt


evenredig toe met de indrukking en neemt via dezelfde curve ook weer af (figuur 3). Het gedrag van het lichaam tijdens rennen zou kunnen beschreven worden door een massa-veer model (figuur 2c).

Figuur 3: De relatie tussen kracht en lengteverandering van het been tijdens hardlopen. De landingsfase is dik gedrukt, de afzetfase dun.

Beide modellen, de slinger voor het wandelen en de veer voor het rennen, zijn een erg vereenvoudigde afspiegeling van de werkelijkheid. Toch komt hun gedrag prima overeen met het gedrag van het been tijdens het voortbewegen. Hoewel deze modellen nog niets zeggen over de manier waarop dit gedrag in het been tot stand komt, zijn ze erg goed bruikbaar om enkele karakteristieken van het wandelen en rennen te begrijpen en voorspellen.

Begrijpen en voorspellen wandelen

Vanwege zijn overeenkomst met een omgekeerde slinger lijkt wandelen een aardig efficiënte manier van voortbewegen. Door de continue uitwisseling tussen kinetische en potentiële energie, hoeft tijdens elke pas maar weinig energie worden toegevoegd om het lichaam gaande te houden. Bovendien zal een gang met gestrekte benen maar weinig kracht en energie van kniestrekkers vragen in vergelijking met een gang met gebogen knieën zoals het rennen (Alexander, 1995). Toch kiezen mensen er voor om bij een snelheid tussen de 2 en 2.5 m/s het wandelen in te ruilen voor het rennen (Alexander, 1995). We kunnen dit beter begrijpen door het model van de omgekeerde slinger eens wat nader te bestuderen. Tijdens het wandelen beweegt het lichaam zich via een cirkelbaan om het gestrekte been. De cirkelbaan die het lichaam beschrijft, heeft een straal die gelijk is aan de lengte (l) van het been. Om het lichaam een cirkelbaan te laten beschrijven, is er een kracht nodig die het lichaam in deze baan houdt. Deze kracht, de middelpuntzoekende kracht (Fmpz), werkt op het lichaam en is gericht in de richting van de voet. De grootte ervan is afhankelijk van de massa van het lichaam (m), de straal van de cirkel (l) en de snelheid van het lichaam (v), volgens de formule: 2

Fmpz = mv / l 2

(v / l) is hierbij de middelpuntzoekende versnelling. De enige kracht die als middelpuntzoekende kracht kan optreden tijdens het wandelen is de zwaartekracht (Fzw). De grootte hiervan ligt vast en bedraagt: Fzw = mg


2

Waarbij g de zwaartekrachtsversnelling voorstelt, die ongeveer 10 m/s bedraagt. Uit deze analyse 2 kunnen we afleiden dat de middelpuntzoekende versnelling (v / l) nooit hoger kan worden dan g, dus 2 10 m/s . Dit betekent dat bij een gemiddelde been lengte van 0.9 m. de maximale snelheid die kan worden bereikt slechts 3 m/s bedraagt. Bij een hogere snelheid kan de vereiste middelpuntzoekende kracht niet worden geleverd en zal het lichaam uit de cirkelbaan vliegen. Uit het bovenstaande blijkt dat de maximale snelheid waarmee we kunnen wandelen afhankelijk is van de straal van de cirkel die het lichaam beschrijft en dus van de beenlengte. Bij een korte beenlengte gaat de maximale snelheid omlaag. Dit is inderdaad terug te vinden in het feit dat de overgang van wandelen naar hardlopen voor kinderen lager ligt dan voor volwassenen. Kinderen huppelen dan ook vaak achter hun wandelende ouders aan. Wanneer we zonodig sneller willen wandelen dan onze beenlengte toestaat, moeten we een truc verzinnen. Snelwandelaars houden competities wie hier het handigst in is. Hoewel de regels voorschrijven dat het been tijdens snelwandelen gestrekt moet blijven, weten ze o.a. door een adductie van de heup van het standbeen, de baan van het lichaam zo af te vlakken dat snelheden boven de 3 m/s mogelijk zijn. Het model van de omgekeerde slinger verklaart gedeeltelijk waarom mensen overgaan van wandelen naar rennen. In de praktijk blijkt echter dat we meestal overgaan voordat de theoretisch maximale snelheid wordt bereikt. Dit impliceert dat er nog andere factoren een rol spelen bij de keuze van het gangpatroon. Desalniettemin kunnen we met dit model het wandelen beter begrijpen en voorspellen.

rennen

Bij snelheden boven de 3 m/s kunnen we de energetische voordelen van de slinger niet meer gebruiken. Mensen gaan dan over op een andere manier van voortbewegen, met een andere manier van energiebesparing. Bij het rennen wordt een deel van de kinetische en potentiële energie, die in gedurende de eerste helft van de standfase verdwijnt, opgeslagen in elastische structuren van het been. Deze energie kan in de tweede helft van de standfase weer worden aangewend voor de afzet. Onderzoekers hebben berekend dat door de opslag en teruggave van elastische energie, de mechanische energie die nodig is voor hardlopen wordt gehalveerd (Alexander, 1995). We moeten echter wel bedenken dat het been niet uit louter veren bestaat. Spieren gedragen zich maar gedeeltelijk als elastieken. Ze kunnen ook energie aan het lichaam ontrekken en omzetten in warmte (excentrische contractie) of juist energie toevoegen (concentrische contracties). Het feit dat het globale gedrag van het been zo’n goede overeenkomst vertoont met dat van een veer, berust dus voor een deel op een nog onduidelijke interactie van de individuele structuren van het been (Farley & Ferris, 1998; Farley et al., 1998). Het massa-veer systeem blijft dus slechts een gedragsmodel en heeft maar een beperkte waarde als structuurmodel. Uit de mechanische wetmatigheden die het gedrag van een veer beschrijven, kunnen we echter ook veel leren over de verschillende karakteristieken van het hardlopen. Een veer wordt gekarakteriseerd door een constante verhouding van (compressie-) kracht en vervorming (figuur 3). Deze verhouding wordt uitgedrukt in de veerconstante, die de stijfheid van de veer aangeeft. De kracht die de veer levert (Fv) is te voorspellen uit de mate van indrukking (∆L) en de veerconstante (k): Fv = k.∆L Voor de virtuele veer in het been tijdens rennen kan ook een veerconstante worden bepaald. Bij benadering is de relatie tussen kracht en lengte van het been lineair (figuur 3). De veerconstante van het been blijkt vrijwillig te kunnen worden aangepast al naar gelang de stijfheid die we wensen (Farley & Ferris, 1998; Farley et al., 1998). Tijdens het rennen blijken we de veerconstante van het been echter vrijwel constant te houden (McMahon & Cheng, 1990; Farley et al., 1993). De veerconstanten die worden gevonden voor het been tijdens rennen liggen tussen de 10 en 15 kN/m. Het massa-veer model geeft ons een relatief eenvoudige wiskundige beschrijving van het gedrag van het lichaam tijdens rennen. Tijdens de standfase beweegt het lichaam onder invloed van slechts de zwaartekracht en de veerkracht. Tijdens de vluchtfase beschrijft het lichaam een kogelbaan onder invloed van alleen de zwaartekracht. Omdat het lichaam niet alleen van boven naar beneden stuitert maar ook nog een voorwaartse snelheid heeft, wordt het gedrag het model iets te complex om via een analytische weg op te lossen. Echter, met een eenvoudig computersimulatie kunnen we dit gedrag goed analyseren en voorpellen. In de computersimulatie laten we de veer met daarop een massa die gelijk is aan het lichaamsgewicht, met een bekende snelheid en landingshoek op de grond stuiteren (McMahon & Cheng, 1990; Keijsers, 1998). Op basis van de zwaartekracht en veerkracht berekenen we dan de veranderingen in de snelheid en positie van de massa en de lengte van de veer, die over een klein tijdsinterval zouden plaatsvinden wanneer de inwerkende krachten constant worden verondersteld. Op basis van de nieuwe lengte van de veer die we zodoende vinden, bepalen we de nieuwe veerkracht aan het eind van de


tijdstap. De nieuwe positie en snelheid van de massa en de nieuwe kracht van de veer worden dan weer gebruikt voor de volgende tijdstap. Door dit model over vele tijdstappen te evalueren, kunnen we de beweging van het model vastleggen gedurende de stand- en vluchtfase van het rennen. De beweging van het model is geheel afhankelijk van de begincondities die we opleggen. Deze condities worden gevormd door de horizontale- en verticale landingssnelheid, de landingshoek en de stijfheid van de veer. We kunnen deze variabelen naar willekeur invullen om te zien wat het effect op de beweging van het model is. Echter, om een constante loopsnelheid te verkrijgen, dat wil zeggen: om ervoor te zorgen dat de voorwaartse snelheid aan het eind van de stap even groot is als aan het begin, is onze keuze van de beginwaarden enigszins beperkt. Om een constante loopsnelheid te verkrijgen, leggen we aan het model de voorwaarde op dat de hoek waarmee het been op de grond land gelijk is aan de hoek waarmee het been de grond weer verlaat. Drie van de vier beginwaarden kunnen nu vrij worden gekozen. De keuze voor de vierde ligt dan vast om aan de gestelde voorwaarde te kunnen voldoen. Met behulp van de computersimulatie kunnen we de verschillende karakteristieken van het rennen onderzoeken. Hoewel we naar believen kunnen spelen met de input van het model, zullen we in een voorbeeld bekijken hoe stapfrequentie en staplengte veranderen bij het rennen op verschillende snelheden. Op basis van de beschikbare literatuur veronderstellen we dat de stijfheid van het been constant is (He et al., 1991; Farley et al., 1993). We kiezen een waarde van 12 kN/m. We veronderstellen tevens dat de verticale landingssnelheid constant is. De literatuur suggereert dat deze waarde ongeveer 0.6 m/s bedraagt en relatief onafhankelijk is van loopsnelheid (Ito et al., 1983; Williams, 1985). Omdat we de horizontale loopsnelheid ook opleggen, dit is de te manipuleren variabele, moeten we bij iedere snelheid de landingshoek zodanig kiezen dat een constante loopsnelheid wordt gewaarborgd. De relaties tussen loopsnelheid enerzijds en landingshoek, stapfrequentie en staplengte anderzijds, zoals die worden voorspeld door het model, worden getoond in figuur 4.

Figuur 4: De voorspelde landingshoek (a), stapfrequentie (b) en staplengte (c) tijdens het hardlopen op verschillen snelheden (doorgetrokken lijnen) en enkele experimenteel bepaalde waarden (cirkels). Experimentele data m.b.t. landingshoek zijn afkomstig uit: He et al., 1991, data m.b.t. stapfrequentie en staplengte uit: Nilsson et al., 1985 en Nilsson & Thorstensson, 1987.

Ondanks de eenvoud van het model en enkele grove aannamen ten aanzien van de begincondities van de simulaties, blijken de gevonden waarden van de drie karakteristieken goed overeen te komen met de experimenteel gevonden waarden uit de literatuur (McMahon & Cheng, 1990). We kunnen dus concluderen dat we met behulp van het massa-veer model aardig kunnen voorspellen hoe de karakteristieken van het gangpatroon veranderen bij het veranderen van de loopsnelheid. Dit is echter niet de belangrijkste conclusie. Het model laat tevens zien hoe de verschillende karakteristieken met elkaar samenhangen. Gegeven de gekozen stijfheid van het been rest de hardloper geen andere keuze dan de door het model voorspelde specifieke combinatie van landingshoek, staplengte en stapfrequentie, om op een bepaalde constante snelheid te rennen. Elke andere combinatie zal niet resulteren in een looppatroon met deze constante snelheid. Het advies aan een hardloper om alleen zijn stapfrequentie te veranderen, zonder ook staplengte, landingshoek of beenstijfheid te veranderen zal dan ook nooit kunnen worden opgevolgd. Het bestaan en de aard van deze vaste verhoudingen tussen de afzonderlijke karakteristieken van het rennen kunnen met behulp van het massa-veer model goed worden begrepen.

Van model naar werkelijkheid

Met de hierboven gepresenteerde modellen kunnen we het wandelen en rennen goed beschrijven, begrijpen en voorspellen. Deze modellen geven een goed inzicht in de fundamentele verschillen tussen het gedrag van het been tijdens wandelen en rennen. Het inzicht dat we met de modellen hebben ver-


kregen, kunnen we gebruiken in de situaties waarin we de voortbeweging van de mens willen nabootsen. Dit nabootsen gebeurt veelvuldig in de robotica, maar ook in de revalidatie. Wanneer iemand als gevolg van een ongeluk, vasculaire aandoening, botkanker of andere reden zijn been verliest, zal een prothese worden aangemeten, die het geamputeerde been vervangt. Het geamputeerde been kan op twee manieren worden nagebootst. We kunnen de structuur van het been zo zorgvuldig mogelijk kopiëren, of we kunnen een prothese aanmeten die het gedrag van het been zo goed mogelijk kopieert. Dit laatste lijkt het meest relevant. Afgezien van esthetische overwegingen zijn er geen dwingende redenen om vast te houden aan de structurele eigenschappen van het intacte been. Om ongehinderd te kunnen deel nemen aan een actief dagelijks leven of zelfs verschillende takken van sport is reproductie van het gedrag van het intacte been echter essentieel. In het voorgaande zagen we dat het gedrag van het been erg verschilt tijdens wandelen en rennen. Dit verschil is veel fundamenteler dan slechts het wel of niet aanwezig zijn van een bi-pedale fase. Bij het wandelen gedraagt het been zich als een omgekeerde slinger terwijl het zich bij het rennen gedraagt als een veer. Dit betekent dat een prothese die geschikt is voor wandelen niet zonder meer geschikt is voor rennen. Met name wanneer men wil rennen met een bovenbeen prothese wordt dit probleem duidelijk. Het kniegewricht van een conventionele bovenbeen prothese kan geen gecontroleerde buiging ondergaan. Wanneer de prothese wordt belast, moet de knie in hyperextensie worden gehouden door de werklijn van de grondreactiekracht voor de as van het kniegewricht langs te richten. Dit wordt vergemakkelijkt door de as van het kniegewricht relatief ver naar achter te plaatsen ten opzichte van de lengte-as van het been. Tijdens het wandelen is dit geen probleem, immers het intacte been gedraagt zich ook als een rigide slinger. Tijdens het hardlopen zal de gedwongen hyperextensie van de knie echter het natuurlijk gedrag van het been onmogelijk maken. Het hardlopen met een bovenbeen prothese resulteert hierdoor in een vreemd asymmetrisch gangbeeld, de zogenaamde hop-skip techniek (Mensch & Ellis, 1986). Deze manier van hardlopen is niet alleen onhandig, maar zal ook een grote belasting betekenen voor het heupgewricht en de stomp van het geamputeerde been. Om een bovenbeen prothese beter uit te rusten voor hardlopen moeten we ervoor zorgen dat het gedrag van het intacte been kan worden gereproduceerd. De prothese zal zoals het massa-veer model voorschrijft, moeten verkorten en energie opnemen tijdens de landingsfase en weer verlengen en energie teruggeven tijdens de afzetfase. Dit kan worden bewerkstelligd door de prothese, net als in het intacte been, uit te rusten met een verende knie die doorbuigt tijdens de eerste helft van de standfase en weer terug veert tijdens de afzetfase. In de praktijk blijkt het echter vrij moeilijk een betrouwbare knie te construeren die tijdens de standfase gecontroleerde knieflexie toelaat en in de zwaaifase vrij kan zwaaien. Het kan echter ook eenvoudiger. Omdat het we niet strikt gebonden zijn aan de structuur van het intacte been, kunnen we het elastisch gedrag gemakkelijk verkrijgen door een compressieveer in de prothese op te nemen. Het idee om een compressie-veer op te nemen in een bovenbeen prothese werd als eerste gebruikt door Terry Fox 1), een Canadese atleet die met zijn hardlooptocht door Canada aandacht wilde vragen en fondsen wilde werven voor het kankeronderzoek. Om ongeschonden uit deze tocht te komen, verving hij zijn prothese door een pogo-stick, die normaal als speelgoed door kinderen wordt gebruikt. Hoewel hij met deze aanpassing vooral de hoge impactkrachten op de rest van zijn lichaam wilde verminderen, kwam hij hiermee, onbewust, ook tegemoet aan de fundamentele eisen die worden gesteld aan het gedrag van het been tijdens hardlopen. Het idee van Terry Fox werd verder ontwikkeld in een naar hem genoemde hardloop prothese (DiAngelo et al., 1989) (figuur 5). Figuur 5: De Terry Fox hardloop prothese (DiAngelo et al., 1989)

Deze prothese is uitgerust met een normale knie unit om de knie te kunnen buigen in de zwaaifase, en een telescopische element in het onderbeen, waarmee het been tijdens de standfase kan verkorten. Rond het telescopisch element in het onderbeen zijn een compressieveer en een demper aangebracht. De ontwikkeling van de Terry Fox Jogging prothese was echter niet primair gebaseerd op het massa-veer model voor rennen. Dit is terug te vinden in de slechte keuze van de karakteristieken van het telescopische veerelement. De stijfheid van de veer is aanzienlijk groter dan van het intacte been en de demper, die energie aan het been onttrekt, lijkt overbodig. De prestaties van deze prothese bleven dan ook achter bij de verwachtingen. Het idee is echter veelbelovend. Door de verworven kennis ten aanzien van het elastische gedrag van het been beter te benutten, zou deze prothese een aanzienlijke verbetering in het hardlopen van de prothese gebruikers kunnen opleveren (Houdijk,


1996).

Samenvatting In deze bijdrage heb ik een voorbeeld willen geven hoe modellen in de bewegingswetenschap kunnen worden gebruikt om het menselijk bewegen te beschrijven, begrijpen en voorspellen. Hoewel de gedemonstreerde gedragsmodellen erg abstract van aard zijn, blijken ze een goed inzicht te geven in de fundamentele verschillen in het gedrag van het been tijdens lopen en rennen. Verschillende karakteristieken van beide gangpatronen zijn te verklaren en te voorspellen met behulp van deze modellen. Slechts enkele voorbeelden zijn beschreven, maar ik moedig iedereen aan vragen ten aanzien van het wandelen en rennen eens vanuit deze modellen te benaderen. Ten slotte heb ik erop gewezen hoe de kennis van deze modellen van pas kan komen bij het ontwikkelen van hulpmiddelen die het menselijk bewegen ondersteunen. Een model hoeft dus niet slechts een abstracte representatie van de werkelijkheid te blijven maar kan zelfs werkelijkheid worden. 1) The Terry Fox Foundation: http://www.terryfoxrun.org/main/home.htm LITERATUUR: Alexander, R, McN. (1995) Op verkenning in de biomechanica. Wetenschappelijke Bibliotheek 39. Natuur & Techniek, Maastricht/Brussel. Cavagna G.A., H. Thys, A. Zamboni (1976) The sources of external work in level walking and running. Journal of Physiology 262, 639-657. DiAngelo, D.J., D.A. Winter, D.N. Ghista, W.R. Newcombe (1989) Performance assesment of the Terry Fox jogging prosthesis for above-knee amputees. Journal of Biomechanics 22 (6/7), 543-558. Farley, C.F., J. Glasheen, T. McMahon (1993) Running springs:speed and animal size. Journal of Experimental Biology 185, 71-86. Farley, C.F., D.P. Ferris (1998) Biomechanics of walking and running: center of mass movements to muscle action. Exercise and Sport Sciences Reviews 26, 253-285. Farley, C.F., H.H.P. Houdijk, C. van Strien, M. Louie (1998) Mechanism of leg stiffness adjustment for hopping on surfaces of different stiffnesses. Journal of Applied Physiology 85, 1044-1055. He, J., R. Kram, T. McMahon (1991) Mechanics of running under simulated low gravity. Journal of Applied Physiology 71, 863-870. Houdijk, H. (1996) On the spring-like behavior of the amputee running gait. Literatuurstudie, Faculteit der Bewegingswetenschappen, Vrije Universiteit, Amsterdam. Ito, A., P.V. Komi, B. Sjodin, C. Bosco, J. Karlsson (1983) Mechanical efficiency of positive work in running at different speeds. Medicine and Science in Sports and Exercise 15(4), 299-308. Keijsers, N. (1998), Is een “harde atletiekbaan” voor sprinters voordeliger dan voor hardlopers? Literatuurstudie, Faculteit der Bewegingswetenschappen, Vrije Universiteit, Amsterdam. McMahon, T.A., G.C. Cheng (1990) The mechanics of running: how does stiffness couple with speed. Journal of Biomechanics 23 (suppl 1), 65-78. Mensch, G., P.E. Ellis (1986) running patterns of transfemoral amputees: a clinical analysis. Prosthetics and Orthotics International 10, 129-134. Nilsson, J. A. Thorstensson, J. Halbertsma (1985) Changes in leg movements and muscle activity with speed of locomotion and mode of progression in humans. Acta Physiologica Scandinavica 123, 457-475. Nilsson, J., A. Thorstensson (1987) Adaptability in frequency and amplitude of leg movements during human locomotion at different speeds. Acta Physiologica Scandinavica 129, 107-114. Williams, K.R. (1985) Biomechanics of running. Exercise and Sports sciences Reviews 13, 389-441.

Auteur(s): H. Houdijk Wandelen en rennen, slingeren en stuiteren Jaargang: 18 Jaartal: 2000 Nummer: 3 Oorspronkelijke paginanummers:

Recommend Documents