Analýza dynamického zatížení nohy při chůzi profesionálních baletních tanečníků

Dynamic analysis of the foot load during gait in professional ballet dancers

Introduction:
Professional ballet dancers could be compared to high-performance athletes due to great demands of their professions. Any physical activity performed at a high level affects musculoskeletal system. The adequate care of the movement system to prevent these negative consequences has been neglected in professional dancers. Even light injuries of movement system can cause inability to work. Therefore the active career of ballet dancers is relatively short. Most dancers finish their professional careers between 30–40 years of age. But the high ballet workload leaves the impact on the musculoskeletal system that remains for the rest of their lives. Undesirable effects of ballet training can be also reflected in performance of common daily activities like walking. Finding these differences using biomechanical analysis of locomotion is essential for prediction of injuries. The aim of this study was to determine the influence of long-term ballet training on the foot load and on performance of gait.

Methods:
Thirteen professional dancers from the Moravian Theater in Olomouc (mean age 24.1 ± 3.8 years) participated in the research. The control group consisted of 13 participants (mean age 26.1 ± 5.3 years). The components of the ground reaction force in the stance phase of the gait cycle were recorded using the Kistler 9286AA force platform. The group of dancers performed normal walking followed by ballet walking. The control group performed only normal walking under the same conditions. Three gait cycles were analysed.

Results:
The foot load in the stance phase of the gait in ballet dancers is different than in the common population. In the dancers there was a significantly prolonged (p < 0.05) stance phase, a greater foot load in the medial direction and smaller differences between the two force peaks in the vertical direction.

Conclusion:
The different dynamic parameters of the gait in professional dancers are caused by negative effect of ballet dancing on musculoskeletal system resulting in its overload and introducing a potential risk for injuries. This is a reason to improve care of the movement system in professional ballet dancers.

Klíčová slova:
gait – ballet dance – biomechanical analysis – foot load – musculoskeletal system injury

Autoři: Teplá Lucie; Procházková Markéta; Svoboda Zdeněk; Janura Miroslav
Působiště autorů: Katedra přírodních věd v kinantropologii, FTK UP Olomouc, vedoucí prof. RNDr. Miroslav Janura, Dr.
Vyšlo v časopise: Pracov. Lék., 66, 2014, No. 1, s. 33-39.
Kategorie: Původní práce

Souhrn

Úvod:
Profesionální baletní tanečníky můžeme při posouzení náročnosti jejich profese přirovnat k vrcholovým sportovcům. Každá pohybová aktivita, která se provozuje na vysoké úrovni, vždy ovlivňuje muskuloskeletální aparát. Prevence těchto negativních dopadů formou adekvátní péče o pohybový systém je u baletních tanečníků zanedbávána. I méně závažné poranění muskuloskeletálního aparátu může být příčinou pracovní neschopnosti. Aktivní kariéra profesionálního tanečníka proto trvá relativně krátkou dobu. Většina tanečníků končí svou profesní dráhu mezi 30.–40. rokem života. Následky velkého pracovního vytížení, které baletní tanec zanechá v pohybovém systému, však zůstávají celoživotní. Nežádoucí vliv baletního tréninku se může odrazit také v provedení základních každodenních pohybů, mezi které patří i chůze. Nalezení těchto diferencí pomocí biomechanické analýzy pohybu má nepostradatelný význam pro predikci zranění. Cílem naší studie proto bylo určit vliv dlouhodobého baletního tréninku na zatížení nohy a na provedení chůze.

Metodika:
Výzkumu se zúčastnilo 13 profesionálních baletních tanečníků, kteří byli členy baletního souboru Moravského divadla v Olomouci (průměrný věk 24,1 ± 3,8 roku). Kontrolní skupinu tvořilo 13 jedinců (průměrný věk 26,1 ± 5,3 roku). K záznamu jednotlivých složek reakční síly ve stojné fázi chůzového cyklu byly použity plošiny Kistler 9286AA. Skupina tanečníků nejprve provedla chůzi běžným způsobem, po kterém následovaly pokusy baletní chůze. Kontrolní skupina absolvovala za stejných podmínek běžnou chůzi. Pro následnou analýzu byly použity tři krokové cykly, ve kterých došlo k došlapu celou ploskou nohy na silovou plošinu.

Výsledky:
Zatížení nohy baletních tanečníků ve stojné fázi chůze se odlišuje v porovnání s běžnou populací. U baletních tanečníků jsme zaznamenali statisticky významné (p < 0,05) prodloužení doby stojné fáze, větší zatížení nohy v mediálním směru a zmenšení rozdílů mezi maximy síly ve vertikálním směru.

Závěr:
Změny dynamických parametrů chůze jsou důsledkem negativního vlivu baletního tance na muskuloskeletální systém, které vedou k jeho přetížení a přináší potencionální riziko pro vznik poranění. To je důvodem k tomu, aby této profesní skupině byla věnována zvýšená pozornost v péči o jejich pohybový systém.

Klíčová slova:
chůze – baletní tanec – biomechanická analýza – zatížení nohy – poranění pohybového systému

Úvod

Profesionální baletní tanečníky můžeme při posouzení náročnosti jejich profese přirovnat k vrcholovým sportovcům [14]. Tato skupina osob je vystavena vysokým nárokům na pohybový systém průměrně 6 hodin denně po 6 dní v týdnu. Na celkovou regeneraci jim tedy zbývá jeden den [18]. Následkem dlouhodobého zatížení dochází k častým výskytům poranění pohybového systému [1, 17], často specifického charakteru [12]. Zranění jsou většinou multifaktoriální povahy, vychází ze svalových dysbalancí a posturálních poruch [18]. Navíc tato onemocnění mají často recidivující charakter [5].

Na mechanismu vzniku úrazu u tanečníků se nepodílí pouze vysoké funkční nároky kladené na muskuloskeletální systém a časté opakování jednotlivých specifických pohybů. Ke vzniku zranění přispívají i další pracovní podmínky, např. náročná choreografie, nedostatečné vedení pedagoga, charakter tanečního povrchu a jeho sklon, používaná obuv apod. [18]. Významnou roli v incidenci poranění hraje také psychický stav tanečníků [15].

Bronner et al. udávají, že incidence poranění u profesionálních baletních tanečníků se pohybuje od 17 do 95 % [4], Stretanski a Weber uvádějí riziko úrazu 67% [36], Schoene až 90% [33]. Nejvíce se zranění vyskytují na dolních končetinách (57 až 75 %), samostatná oblast chodidla a hlezenního kloubu a nohy je postižena ve 34–54 % případů. Nejnižší výskyt je v oblasti dolní části zad a pánve (12–23 %). Mezi nejčastější akutní postižení v oblasti dolních končetin a nohy patří distorze hlezna, natažení vazů a tendinitida [35]. I takové „banální“ poranění, jakým je distorze kotníku, může být pro tanečníky velkým handicapem, neboť jejich profese vyžaduje vysokou míru stability celého funkčního komplexu nohy [30]. Opakované provádění pohybu s převládající plantární flexí navíc oslabuje ligamentum tibiofibulare anterior. Následkem je zhoršení balančních schopností, které jsou nezbytné pro precizní provedení tanečních pohybů. Při výrazně zatěžované oblasti chodidla vznikají změny nejen na úrovni nohy, ale i v celkovém nastavení kloubů dolních končetin a v držení těla [36]. Z degenerativních onemocnění je u baletních tanečníků zaznamenán častější výskyt artrózy kloubů dolních končetin [21]. Odrazem nesprávného držení těla během baletních pohybů je vyšší incidence „low back pain“ [34].

Baletní tanec má negativní dopad na většinu segmentů lidského těla [20, 36]. Na zatížení pohybového aparátu se nejvíce podílí „nefyziologické“ nastavení jednotlivých segmentů těla při provedení baletních pozic [36]. Baletní prvky navíc zahrnují časté skoky a pohyb ve velké plantární flexi [16].

Abdukce předonoží se v baletu využívá při pozicích demi-pointe nebo pointe. Pro estetické provedení pohybu je v tomto případě nezbytné dosažení minimálně 90–100 stupňů plantární flexe a 90 stupňů flexe v metatarzofalangeálním kloubu palce. Plantární flexory jsou navíc nutné také pro absorbování energie a tlumení nárazu při doskocích [6].

Naopak extrémní dorziflexe v hlezenním kloubu je uplatňována v pozici plié, při které musí být kotník zpevněný pro nesení celé hmotnosti těla [3]. Tyto často „protichůdné“ tendence způsobují, že baletní tanečníci nejsou v některých případech schopni dosáhnout dorzální flexe, která je nutná pro provedení fyziologické chůze [19]. To může významně ovlivňovat mechaniku zatížení nohy a tím i provedení chůze [8, 13].

Na vzniku různých patologií se podílí rovněž kvalita taneční obuvi [7], která není schopna tlumit a absorbovat nárazy a nevytváří dostatečnou ochranu pro jednotlivé struktury nohy [17]. To vede ke vzniku mikrotraumat kostních struktur nebo měkkých tkání (nejčastěji distorze kotníku) [18]. Při dlouhodobém používání může také způsobit deformity nohy.

Provedení chůze při baletu se vyznačuje určitými specifiky, která ji odlišují od běžné chůze. Tanečník našlapuje na palec zevně rotované nohy, po kontaktu s podložkou dochází k rychlému přenosu zatížení na třetí a čtvrtý metatarsus. Odraz z paty nastává bez přenosu hmotnosti na tuto část chodidla. V průběhu stojné fáze se dvakrát vystřídá plantární i dorzální flexe [13].

Všechny tyto negativní faktory, které jsou typické pro baletní tanec, vedou ke změně dynamiky nohy během chůze [16]. Poranění hlezenních kloubů a chodidel je u baletních tanečníků velice časté, výskyt chronických úrazů z přetížení je frekventovanější než akutní poranění [23].

Vedle kinematických parametrů, které nás mj. informují o poloze jednotlivých segmentů, je nutné zaměřit se také na dynamické zatížení nohy při kontaktu s podložkou. Cílem studie bylo určit velikost časových parametrů a složek reakční síly podložky ve stojné fázi chůze u baletních tanečníků a porovnat tyto hodnoty s údaji u běžné populace.

METODIKA

Charakteristika měřeného souboru

Do souboru bylo zařazeno 13 profesionálních baletních tanečníků, kteří byli členy baletního souboru Moravského divadla v Olomouci (5 mužů, 8 žen, průměrný věk 24,1 ± 3,8 roku, výška 170,2 ± 8,5 cm, hmotnost 58,3 ± 11,2 kg). Kontrolní skupinu tvořilo 13 jedinců (6 mužů, 7 žen; průměrný věk 26,1 ± 5,3 roku; výška 173,3 ± 7,3 cm; hmotnost 74,1 ± 12,5 kg). Pro zařazení do sledovaného souboru nesměli probandi vykazovat významné patologické změny muskuloskeletálního systému ani operační výkony na dolních končetinách. Z toho důvodu byla před zahájením měření odebrána anamnéza a provedeno kineziologické vyšetření. Všechny testované osoby byly seznámeny s průběhem měření a podepsaly souhlas s anonymním použitím výsledků v realizovaných výstupech studie.

Průběh měření, použité přístroje

Pro určení tří složek reakční síly na kontaktu nohy s podložkou ve stojné fázi krokového cyklu byly použity dvě piezoelektrické plošiny Kistler 9286AA (Kistler Instrumente AG, Winterthur, Švýcarsko), každá o rozměrech 600 x 400 x 35 mm. Tyto plošiny byly zabudovány do chodníku délky cca 5 m, aby bylo možné provádět plynulou chůzi bez omezení.

Testování bylo zahájeno cvičnými pokusy, které sloužily pro seznámení se s podmínkami měření a pro individuální označení místa, ve kterém došlo k zahájení chůze. Následovalo vlastní měření, z kterého byly pro následnou analýzu použity tři krokové cykly, ve kterých došlo k došlapu celou ploskou nohy na silovou plošinu. Skupina tanečníků nejprve provedla chůzi běžným způsobem, po kterém následovaly pokusy baletní chůze. Kontrolní skupina absolvovala za stejných podmínek běžnou chůzi.

Měřené parametry

Parametry získané ze silových plošin byly zpracovány v počítačovém programu MATLAB (verze 7.01, MathWorks, Natick, MA, USA). Silové a časové parametry a parametry impulsu síly jsou znázorněny na obrázku 1.

Grafické znázornění měřených parametrů (upraveno podle Vaverka a Elfmark [37])
Legenda: F<sub>REA</sub> – reakční síla podložky; ML – medio-laterální složka; AP – antero-posteriorní složka; VE – vertikální složka; Časové parametry: tS – čas stojné fáze; tB/tA – čas brzdící/akcelerační fáze; t<sub>AP</sub>MaxB – čas maximální síly v brzdící fázi; t<sub>AP</sub>MaxA – čas od počátku akcelerační fáze do okamžiku maximální síly v akcelerační fázi; t<sub>VE</sub>MaxB/t<sub>VE</sub>MaxA – čas dosažení maximální síly v brzdící/akcelerační fázi; t<sub>VE</sub>Min – čas minima síly v mezistoji a konečném stoji; t<sub>VE</sub>MinK – čas od lokálního minima síly do konce stojné fáze; Reakční síla a impulsy síly: F<sub>ML</sub>MaxM/F<sub>ML</sub>MaxL – maximální síla mediální/laterální; F<sub>AP</sub>MaxB/F<sub>AP</sub>MaxA, F<sub>VE</sub>MaxB/F<sub>VE</sub>MaxA – maximální síla v brzdící/akcelerační fázi v AP a VE; F<sub>VE</sub>Min – minimum síly v mezistoji a konečném stoji; I<sub>ML</sub>M/I<sub>ML</sub>L – silový impuls mediální/laterální; I<sub>AP</sub>B/I<sub>AP</sub>A, I<sub>VE</sub>B/I<sub>VE</sub>A – silový impuls v brzdící/ akcelerační fázi v AP a VE; IVE – celkový silový impuls. — Obr. 1. Grafické znázornění měřených parametrů (upraveno podle Vaverka a Elfmark [37]) Legenda: F<sub>REA</sub> – reakční síla podložky; ML – medio-laterální složka; AP – antero-posteriorní složka; VE – vertikální složka; Časové parametry: tS – čas stojné fáze; tB/tA – čas brzdící/akcelerační fáze; t<sub>AP</sub>MaxB – čas maximální síly v brzdící fázi; t<sub>AP</sub>MaxA – čas od počátku akcelerační fáze do okamžiku maximální síly v akcelerační fázi; t<sub>VE</sub>MaxB/t<sub>VE</sub>MaxA – čas dosažení maximální síly v brzdící/akcelerační fázi; t<sub>VE</sub>Min – čas minima síly v mezistoji a konečném stoji; t<sub>VE</sub>MinK – čas od lokálního minima síly do konce stojné fáze; Reakční síla a impulsy síly: F<sub>ML</sub>MaxM/F<sub>ML</sub>MaxL – maximální síla mediální/laterální; F<sub>AP</sub>MaxB/F<sub>AP</sub>MaxA, F<sub>VE</sub>MaxB/F<sub>VE</sub>MaxA – maximální síla v brzdící/akcelerační fázi v AP a VE; F<sub>VE</sub>Min – minimum síly v mezistoji a konečném stoji; I<sub>ML</sub>M/I<sub>ML</sub>L – silový impuls mediální/laterální; I<sub>AP</sub>B/I<sub>AP</sub>A, I<sub>VE</sub>B/I<sub>VE</sub>A – silový impuls v brzdící/ akcelerační fázi v AP a VE; IVE – celkový silový impuls.

Statistické zpracování dat

Pro porovnání baletních tanečníků a kontrolní skupiny jsme použili Mannův-Whitneyův U test. Provedení běžně používané a baletní chůze u baletních tanečníků jsme provedli s využitím Wilcoxonova testu. Hladina statistické významnosti pro určení rozdílů mezi měřenými skupinami byla stanovena jako α < 0,05.

VÝSLEDKY

Základní statistické charakteristiky měřených parametrů jsou uvedeny v tabulce 1.

**Tab. 1. Průměr, směrodatná odchylka a statisticky významné rozdíly vybraných parametrů stojné fáze chůze u profesionálních tanečníků a u běžné populace**

Z porovnání normální a baletní chůze u skupiny baletních tanečníků vyplývá, že významné rozdíly existují zejména v medio-laterálním směru. Velikost maximální síly v mediálním směru je při provedení baletní chůze menší (p < 0,01). Laterální složka síly je u tohoto provedení chůze větší (p < 0,01). Velikost silového impulsu mediální složky reakční síly je větší při baletní chůzi (p < 0,01), pro silový impuls laterální složky jsme naměřili větší impuls pro normální provedení chůze (p < 0,01). Pro parametry v antero-posteriorním směru je velikost maximální síly v brzdící fázi větší pro baletní chůzi (p < 0,05). Stejný závěr platí i pro velikost silového impulsu této složky síly.

Rozdíly mezi kontrolní skupinou a oběma provedeními chůze u baletních tanečníků jsme nalezli pro stejné parametry. Celkový čas stojné fáze byl významně větší pro skupinu tanečníků (p < 0,01). Kontrolní skupina dosáhla později maximální síly v brzdící fázi v antero-posteriorním směru (p < 0,05), maximální vertikální síly v akcelerační fázi bylo dosaženo dříve (p < 0,05).

Mediální složka reakční síly měla u kontrolní skupiny opačnou orientaci a působí laterálně. Maximální vertikální složka reakční síly v brzdící fázi byla významně nižší u skupiny tanečníků (p < 0,01). Naopak minimální vertikální síla ve fázi mezistoje byla u skupiny tanečníků významně větší (p < 0,01).

Silový impuls antero-posteriorní složky reakční síly v akcelerační fázi byl významně větší (p < 0,01) pro skupinu tanečníků. Pro silový impuls vertikální složky reakční síly platí stejný závěr, s významně vyšší hodnotou u skupiny tanečníků (p < 0,01), pro brzdící a pro celkový impuls.

DISKUSE

Při porovnání provedení chůze kontrolní skupiny a dvou typů chůze („běžná“, „baletní“) u baletních tanečníků jsme nalezli rozdíly pro stejné parametry. Celkový čas stojné fáze byl významně větší pro skupinu tanečníků. Také dosažení maximální vertikální síly v akcelerační fázi nastalo pro skupinu tanečníků později. Zjištěné změny v přenosu sil mezi chodidlem a podložkou mohou souviset s častým výskytem chronické instability hlezna u baletních tanečníků. Tanečníci provádějí baletní pozice s velkou plantární flexí chodidla, což narušuje jeho adekvátní funkci. Lung et al. zjistili, že změněná mechanika nohy během chůze zvyšuje riziko vzniku distorze kotníku [16]. Distorze kotníku je nejčastějším poraněním, které se vyskytuje u baletních tanečníků. Významně ovlivňuje mechaniku zatížení nohy a tím i provedení chůze [14, 16, 30]. Podle Santilli et al. se distorze kotníku projeví primárně v běžných denních pohybech, jako je chůze, během které ztrácí chodidlo schopnost přizpůsobit se zevně působícím silám [31]. Ačkoli jednotlivé distorze hlezna většinou nevyvolávají jeho nestabilitu, výrazný počet těchto drobných úrazů vede k reziduálním symptomům, které přetrvávají i několik let [28]. Opakovaný výskyt tohoto akutního poranění může následně přejít do vzniku chronické instability hlezna [6]. Ve shodě s námi nalezenými rozdíly zaznamenali Lung et al. delší časový interval pro dosažení konečného stoje (odlepení palce) v krokovém cyklu u baletních tanečníků [16]. Podle Nyska et al. pacienti s chronickou nestabilitou kotníků pomalu provádějí přenos hmotnosti během chůze na přední část nohy [22]. Takto narušená mechanika a odvíjení chodidla může být příčinou nejen delšího trvání stojné fáze, ale i neadekvátního odvíjení chodidla a jeho odrazu od podložky. Prodloužená doba odrazu chodidla zvyšuje riziko vzniku poranění předonoží [27].

Ahonen [1] uvádí, že tanečníci vykazují stejné charakteristiky chůze jako lidé s plochonožím, které vedou k excesivní mobilitě středonoží. Následkem tohoto zatížení může být vznik pronačního postavení nohy, které způsobí narušení adekvátního odvíjení chodidla během krokového cyklu. V konečném důsledku může být také příčinou delší stojné fáze u tanečníků.

Z výsledků naší studie vyplývá, že u baletních tanečníků se vyskytuje větší zatížení nohy v mediálním směru, a to především při provedení baletní chůze. Lung et al. přisuzují větší mediální působení síly u baletních tanečníků (především v předšvihové fázi chůze) zvýšené pronaci chodidla, která vede k everzi předonoží [16]. Nezbytnou adaptací potřebnou k pohybu vpřed je v tomto případě provedení větší everze nohy a docílení nárůstu síly plantárních flexorů, které jsou důležité pro zvýraznění propulze [25].

Zvýšená pronace nohy nemá vliv pouze na větší zatížení chodidla v mediálním směru. Větší aktivita svalů zapojených do everze chodidla se může významně podílet i na změně jednotlivých parametrů antero-posteriorní složky síly a jejího impulsu. Podle studie Lung et al. [16] přispívá svalová síla s výrazným everzním působením ke zvýšení propulzní síly, pokud jsou chodidla nastavená v zevní rotaci. Takovéto postavení dolních končetin můžeme pozorovat u tanečníků při provedení baletní chůze. Tomu odpovídá větší silový impuls v akcelerační fázi zaznamenaný jak při běžné, tak i při baletní chůzi, který jsme zjistili u námi sledovaného souboru tanečníků.

Významné statistické rozdíly jsme nalezli také u vertikální složky reakční síly podložky. Baletní tanečníci vykazovali při obou typech chůze v porovnání s kontrolní skupinou snížení maximální hodnoty vertikální složky v brzdící fázi, společně s vyšší hodnotu vrcholu křivky ve fázi mezistoje. Toto rozložení reakční síly naznačuje méně dynamický průběh chůze s pozvolným pokládáním chodidla na podložku. Tomu nasvědčuje i delší trvání stojné fáze. Podobné rozložení vertikální složky síly zaznamenali Heiden et al. u pacientů se začínající osteoartrózou [10]. Většina baletních pohybů je vykonávána v zevní rotaci dolních končetin s důrazem na zatížení mediální strany končetin [36]. Zvýšená pronace nohy způsobuje kompenzační nastavení v subtalárním a talokrurálním kloubu a následně mediální zatížení kolenního kloubu [1]. Mediální zatížení kolene je predispozičním faktorem pro vznik osteoartrózy [29].

Menší rozdíly v rozložení mezi prvním maximem a minimem vertikální složky síly mohou signalizovat vymizení adekvátního odvíjení chodidla [27]. Vyšší vrchol vertikální síly pod předonožím (odrazová funkce) a rychlejší přenos zatížení na zadonoží patří mezi rizikové faktory pro rozvoj patellofemorální bolesti [11]. Příčinou větších hodnot silových impulsů vertikální složky síly může být také snížená oporová funkce prvního metatarzofalangeálního kloubu palce. Hallux a první paprsek nohy jsou vystaveny velkému stresovému zatížení kvůli baletním pozicím a baletní obuvi, která tlačí palec do valgozity. Musculus flexor hallucis longus je navíc přetěžován díky opakovanému střídání plantární a dorzální flexe [1]. Takové zatížení kladené na hallux během tanečních pohybů přispívá ke vzniku valgózní deformity palce [32]. Dysfunkce prvního kloubu palce vede k insuficienci propulzní složky chůze. Takto vzniklou nedostatečnou odrazovou schopnost palce kompenzují tanečníci větší plantární flexí, která se může objektivně projevit jako nárůst hodnoty silového impulsu vertikální složky síly. Narušená propulzní schopnost stojné dolní končetiny navíc snižuje i akceleraci ostatních segmentů těla, a zvyšuje tak riziko pádu (uklouznutí) [25].

Při baletu se velmi často využívá výrazná plantární flexe. Je to pozice, ve které jsou vazy akra dolní končetiny přetěžovány a vystaveny traumatickým změnám. Při jejich opakovaném poškození může vzniknout chronická instabilita hlezna [6]. K velkému tlakovému zatížení dochází i na dalších strukturách hlezenního kloubu, proto je komplex nohy predisponován k poranění [9, 24, 36]. Přetěžované struktury chodidla pak nemohou následně zajistit adekvátní tlumení nárazu při došlapu paty během chůze. Vzniklé síly musí být tlumeny ve vyšších segmentech těla, které nejsou na tuto úlohu uzpůsobeny, což může vést k jejich poškození. Chodidlo (středonoží a přední část) není schopno redukovat síly vzniklé při kontaktu paty s podložkou, čímž dochází k nárůstu velikosti vertikálního zatížení nohy [26].

Naše výsledky korelují i se zjištěním autorů Nyska et al. [22], kteří u pacientů s chronickou instabilitou hlezna zjistili signifikantní snížení relativní síly při kontaktu paty a při odrazu prstů, zatímco při přenosu hmotnosti v oblasti středonoží a laterální části nohy byla tato síla významně zvýšená. Při takto narušené mechanice nohy nemohou být vzniklé síly dostatečně tlumeny ve funkčním komplexu chodidla a nohy, ale následně jsou přenášeny do proximálních segmentů [2, 11]. Tyto negativní faktory se mohou projevit v narušení správného stereotypu chůze, a tím ve změně zatížení a pohybu jednotlivých kloubů dolních končetin. Takto narušený pohybový vzorec může souviset se vznikem „low back pain“, narušenou pohybovou koordinací na úrovni kyčle a pánve nebo patellofemorálním syndromem [2].

Popsané změny muskuloskeletálního systému mohou vyřadit tanečníka z jeho profesionální kariéry. To je důvodem k tomu, aby této profesní skupině byla věnována zvýšená pozornost v péči o jejich pohybový aparát. Pro prevenci vzniku poranění a z nich vyplývajících dlouhodobých zdravotních následků je důležitá multidisciplinární spolupráce. Základ takového týmu by měl tvořit choreograf, pedagog, lékař a fyzioterapeut. Hlavní prioritou komplexní terapie u tanečníků je odstranění pohybových kompenzačních mechanismů a zajištění správné práce v choreografických technikách. Redukce zatížení pohybového aparátu by měla zahrnovat i vytvoření odpovídajícího pracovně-sociálního zázemí.

ZÁVĚR

Na pohybový systém baletních tanečníků jsou při vykonávání jejich profese kladeny vysoké požadavky. Tyto nároky se projevují i v provedení základní lokomoce. Způsob, jakým baletní tanečníci zatěžují nohu ve stojné fázi chůze, se liší v porovnání s běžnou populací. Nalezení těchto diferencí pomocí biomechanické analýzy má nepostradatelný význam pro predikci zranění. Změna parametrů (prodloužení doby stojné fáze, větší zatížení nohy v mediálním směru, zmenšení rozdílů mezi maximy síly ve vertikálním směru apod.) je důsledkem negativního dopadu baletního tance na provedení chůze. Tyto kompenzační tendence v základních pohybových stereotypech jsou indikátorem změn v muskuloskeletálním systému, které vedou k přetížení a přináší potencionální riziko pro vznik poranění. To je důvodem k tomu, aby této profesní skupině byla věnována zvýšená pozornost při odstraňování následků způsobených opakovaným přetěžováním pohybového systému. Jedině tak lze docílit zmenšení počtu úrazů vzniklých jako důsledek provádění pracovní činnosti.

Poděkování: Studie byla zpracována v rámci projektu IGA s názvem „Biomechanická analýza chůze a hodnocení zatížení nohy u profesionálních tanečníků“ (Studentská grantová soutěž Univerzity Palackého v Olomouci, č.: FTK_2012:031).

Do redakce došlo dne 20. 2. 2014.

Do tisku přijato dne 27. 2. 2014.

Adresa pro korespondenci:

Mgr. Lucie Teplá

Katedra přírodních věd v kinantropologii

Fakulta tělesné kultury Univerzity Palackého v Olomouci

tř. Míru 115, 771 11 Olomouc

e-mail: luckatepla@seznam.cz

Zdroje

1. Ahonen, J. Biomechanics of the foot in dance: a literature review. Journal of Dance Medicine and Science, 2008, 12, 3, s. 99–108.

2. Barwick, A., Smith, J., Chuter, V. The relationship between foot motion and lumbopelvic-hip function: A review of the literature. Foot, 2012, 22, 3, s. 224–231.

3. Bennell, K., Khan, K. M., Matthews, B., De Gruyter, M., Cook, E., Holzer, K., Wark, J. D. Hip and ankle range of motion and hip muscle strength in young novice female ballet dancers and controls. British Journal of Sports Medicine, 1999, 33, 5, s. 340–346.

4. Bronner, S., Ojofeitimi, S., Rose, D. Injuries in a modern dance company: Effect of comprehensive management on injury incidence and time loss. American Journal of Sports Medicine, 2003, 31, 3, s. 365–373.

5. Clearman, R. R. Rehabilitation of a dancer with recurrent upper back and shoulder pain: Success with neuromuscular re-education. Medical Problems of Performing Artists, 1990, 5, 3, s. 113–116.

6. Clippinger, A. S. Dance anatomy and kinesiology. Champaign, IL: Human Kinetics, 2007, 544 s.

7. Fong Yan, A., Hiller, C., Smith, R., Vanwanseele, B. Effect of footwear on dancers: A systematic review. Journal of Dance Medicine and Science, 2011, 15, 2, s. 86–92.

8. Gross, J. M., Fetto, J., Rosen, E. Vyšetření pohybového aparátu. Praha: Triton, 2005, 600 s.

9. Hamill, J., Knutzen, K. M. Biomechanical basis of human movement. Philadelphia, PA: Lippincott Williams & Wilkins, 2008, 491 s.

10. Heiden, T. L., Lloyd, D. G., Ackland, T. R. Knee joint kinematics, kinetics and muscle co-contraction in knee osteoarthritis patient gait. Clinical Biomechanics, 2009, 24, 10, s. 833–841.

11. Chuter, V., Janse de Jonge, X. A. K. Proximal and distal contributions to lower extremity injury: A review of the literature. Gait and Posture, 2012, 36, 1, s. 7–15.

12. Kadel, N. J. Foot and ankle injuries in dance. Physical Medicine and Rehabilitation Clinics of North America, 2006, 17, 4, s. 813–826.

13. Kröschlová, E. Jevištní pohyb. Herecká pohybová průprava. Praha: Nakladatelství AMU, 2003, 237 s.

14. Leanderson, J., Eriksson, E., Nilsson, C., Wykman, A. Proprioception in classical ballet dancers: A prospective study of the influence of an ankle sprain on proprioception in the ankle joint. American Journal of Sports Medicine, 1996, 24, 3, s. 370–374.

15. Liederbach, M. Perspectives on dance science rehabilitation understanding whole body mechanics and four key principles of motor control as a basis for healthy movement. Journal of Dance Medicine and Science, 2010, 14, 3, s. 114–124.

16. Lung, C.-W., Chern, J.-S., Hsieh, L.-F., Yang, S.-W. The differences in gait pattern between dancers and non-dancers. Journal of Mechanics, 2008, 24, 4, s. 451–457.

17. Malone, T. R., Hardaker, W. T. Rehabilitation of foot and ankle injuries in ballet dancers. Journal of Orthopaedic and Sports Physical Therapy, 1990, 11, 8, s. 355–361.

18. Miller, C. Dance medicine: Current concepts. Physical Medicine and Rehabilitation Clinics of North America, 2006, 17, 4, s. 803–811.

19. Molnar, M., Esterson, J. Screening students in a pre-professional ballet school. Journal of Dance Medicine and Science, 1997, 1, 3, s. 118–121.

20. Motta-Valencia, K. Dance-Related injury. Physical Medicine and Rehabilitation Clinics of North America, 2006, 17, 3, s. 697–723.

21. Nilsson, C., Leanderson, J., Wykman, A., Strender, L. E. The injury panorama in a Swedish professional ballet company. Knee Surgery, Sports Traumatology, Arthroscopy, 2001, 9, 4, s. 242–246.

22. Nyska, M., Shabat, S., Simkin, A., Neeb, M., Matan, Y., Mann, G. Dynamic force distribution during level walking under the feet of patients with chronic ankle instability. British Journal of Sports Medicine, 2003, 37, 6, s. 495–497.

23. O’Malley, M. J., Hamilton, W. G., Munyak, J. Fractures of the distal shaft of the fifth metatarsal: „Dancer’s fracture“. American Journal of Sports Medicine, 1996, 24, 2, s. 240–243.

24. O’Kane, J., Kadel, N. Anterior impingement syndrome in dancers. Current Reviews in Musculoskeletal Medicine, 2008, 1, 1, s. 12–16.

25. Parijat, P., Lockhart, T. E. Effects of quadriceps fatigue on the biomechanics of gait and slip propensity. Gait and Posture, 2008, 28, 4, s. 568–573.

26. Powell, D. W., Long, B., Milner, C. E., Zhang, S. Frontal plane multi-segment foot kinematics in high- and low-arched females during dynamic loading tasks. Human Movement Science, 2011, 30, 1, s. 105–114.

27. Richards, J. G. Biomechanics in clinic and research: An interactive teaching and leasing course. New York, NY: Churchill Livingstone, 2008, 232 s.

28. Ritter, S., Moore, M. The relationship between lateral ankle sprain and ankle tendinitis in ballet dancers. Journal of Dance Medicine and Science, 2008, 12, 1, s. 23–31.

29. Russell, E. M., Hamill, J. Knee OA and obesity: A cyclical clinical challenge. Lower Extremity Review, 2010 [2014-01-02]. Dostupný z www: <http://lowerextremityreview.com/article/knee-oa-in-obese-patients-a-cyclical-clinical-challenge>.

30. Russell, J. A. Acute ankle sprain in dancers. Journal of Dance Medicine and Science, 2010, 14, 3, s. 89–96.

31. Santilli, V., Frascarelli, M. A., Paoloni, M., Frascarelli, F., Camerota, F., De Natale, L., De Santis, F. Peroneus longus muscle activation pattern during gait cycle in athletes affected by functional ankle instability: A surface electromyographic study. American Journal of Sports Medicine, 2005, 33, 8, s. 1183–1187.

32. Shah, S. Determining a young Dancer’s readiness for dancing on pointe. Current Sports Medicine Reports, 2009, 8, 6, s. 295–299.

33. Schoene, L. M. Biomechanical evaluation of dancers and assessment of their risk of injury. Journal of the American Podiatric Medical Association, 2007, 97, 1, s. 75–80.

34. Smith, J. Moving beyond the neutral spine: Stabilizing the dancer with lumbar extension dysfunction. Journal of Dance Medicine and Science, 2009, 13, 3, s. 73–82.

35. Solomon, R., Solomon, J., Micheli, L. J., McGray, E. The 'cost' of injuries in a professional ballet company: A five-year study. Medical Problems of Performing Artists, 1999, 14, 4, s. 164–169.

36. Stretanski, M. F., Weber, G. J. Medical and rehabilitation issues in classical ballet. American Journal of Physical Medicine and Rehabilitation, 2002, 81, 5, s. 383–391.

37. Vaverka, F., Elfmark, M. The gait analysis based on measurement of ground reaction forces. In Borysiuk, Z. 5th International Conference Movement and Health – Proceedings. Opole: Opole University of Technology, 2006, s. 535–545.