UNIVERZITA KARLOVA V PRAZE FAKULTA TĚLESNÉ VÝCHOVY A SPORTU

Transkript

1 UNIVERZITA KARLOVA V PRAZE FAKULTA TĚLESNÉ VÝCHOVY A SPORTU Provedení golfového švihu u pacientů s amputací dolní končetiny Diplomová práce Vedoucí diplomové práce: doc. MUDr. Jakub Otáhal, Ph.D. Vypracovala: Bc. Michaela Richtrová Praha, duben 2014

2 Prohlášení Prohlašuji, že jsem závěrečnou diplomovou práci zpracovala samostatně a že jsem uvedla všechny použité informační zdroje a literaturu. Tato práce ani její podstatná část nebyla předložena k získání jiného nebo stejného akademického titulu. V Praze dne. podpis diplomanta

3 Děkuji všem, kteří mi byli nápomocní při zpracování diplomové práce, především vedoucímu práce doc. MUDr. Jakubu Otáhalovi, Ph.D. za odborné vedení, konzultace, cenné připomínky a za jeho vstřícnost a trpělivost. Ráda bych také poděkovala Ing. Petru Kubovému za pomoc při realizaci měření a odborné konzultace. V neposlední řadě děkuji za poskytnutí cenných informaci České golfové asociaci handicapovaných, především Ing. Miroslavu Lidinskému a paní Janě Brábníkové. Děkuji i svým probandům za ochotu útnit se této pilotní studie.

4 Evidenční list Souhlasím se zapůjčením své diplomové práce ke studijním účelům. Prosím, aby byla vedena přesná evidence vypůjčovatelů, kteří musí pramen převzaté literatury řádně citovat. Jméno a příjmení: Datum vypůjčení: Podpis:

5 Abstrakt Autor: Název: Cíle: Bc. Michaela Richtrová Provedení golfového švihu u pacientů s amputací dolní končetiny Cílem práce je zhodnocení způsobu provedení golfového švihu u pacientů s různým typem a úrovní amputace dolní končetiny v porovnání s hráčem bez amputace. Dalším cílem je zjištění vztahu mezi fázemi golfového švihu a přenosem hmotnosti s použitím různých golfových holí v porovnání s hráčem bez amputace. Metoda: Práce je svým tématem pilotní studií. Výzkum je rozdělen na tři případové studie popisného charakteru. Do experimentální skupiny byli vybráni dva golfisté amatéři a jeden golfista profesionál. Kontrolní skupinu v našem případě tvořil hráč bez amputace. Pro hodnocení kinematických parametrů (trajektorie ramenních kloubů, boků, kolenních kloubů) byl použit systém Qualysis Motion Capture System. Pro hodnocení dynamických parametrů (přenos hmotnosti těla) v průběhu golfového švihu byly využity dvě dynamometrické desky Kistler. Výsledky: Měření prokázalo, že proband s amputací bérce se v průběhu golfového švihu svým pohybovým chováním vyrovná hráči bez amputace, jak z pohledu kinematiky tak i dynamiky, Stejných výsledků pacient dosáhl i při použití jiného typu golfové hole. U probanda s amputací femuru i u probanda s oboustrannou amputací femuru byla prokázána změna provedení golfového švihu z pohledu kinematiky i dynamiky. V obou případech byl golfový švih prováděn větší aktivitou paží. U obou probandů se potvrdilo, že s prodlužující se délkou hole dochází ke změně kinematických i dynamických parametrů. Klíčová slova: golfový švih, amputace dolní končetiny, 3D kinematická analýza, Kistler

6 Abstract Author: Tittle: Objectives: Bc. Michaela Richtrová Golf swing in subjects with amputation of lower extremity The study aims at evaluation of the technique of golf swing used by patients with a different type and level of lower extremity amputation as compared to able-bodied golfers. Another objective is determination of the relation between individual phases of the golf swing and weight transfer, using different golf clubs, as compared to able-bodied golfers. Method: By its topic the work is a pilot study. The research has been divided into three descriptive case studies. The experimental group included two amateur golfers and one professional golfer. The control group was represented by an able-bodied golfer. Evaluation of kinematic parameters (trajectory of shoulders, hips, knee joints) was based on the Qualysis Motion Capture System. Evaluation of dynamic parameters (weight transfer) in the course of golf swing was made using two dynamometric Kistler platforms. Results: The measuring has demonstrated that in terms of both kinematics and dynamics, the mode of movement of a patient with a trans-tibial amputation during a golf swing corresponds to that of an able-bodied golfer. The same results were achieved by the patient also with the use of another type of golf club. A change, both in terms of kinematics and dynamics, was recorded in the golf swing in a patient with a transfemoral amputation and a female patient with bilateral trans-femoral amputation. In both cases the activity of arms during the golf swing was higher. In both patients it has been confirmed that kinematic as well as dynamic parameters change with the increase of length of the golf club. Keywords: golf swing, amputation of lower extremity, 3D kinematic analysis, force platform

7 OBSAH 1 ÚVOD TEORETICKÁ ČÁST Amputace Protézy a jejich stavba Stupeň aktivity uživatele Protézování a protetická technika po amputaci v bérci Funkcionální bércová protetika Protézování a protetická technika po amputaci ve stehně Tvary lůžek a jejich systémy Krátké protézy po oboustranné stehenní amputaci Protetické chodidlo Protézové kolenní klouby Kolenní systém C-Leg Golf Golfové hole Analýza golfového švihu X-faktor Kineziologie golfového švihu Základní postavení Nápřah Vrchol nápřahu Švih k míči a došvih Biomechanika golfového švihu Rychlost hole Rovnováha v golfu Předo-zadní rovnováha Pravo-levá rovnováha Přenos hmotnosti těla Chyby v přenosu hmotnosti Golfový švih dle typu amputace Organizace golfu handicapovaných European Disabled Golf Accociation (EDGA)

8 2.5.2 Czech Disabled Golf Association (CZDGA) Golf bez bariér Pravidla golfu handicapovaných CÍLE A ÚKOLY PRÁCE, VĚDECKÉ OTÁZKY, HYPOTÉZY Cíle práce Úkoly práce Vědecké otázky Hypotézy METODIKA PRÁCE Metodologický princip Popis výzkumného souboru Metoda sběru dat a výzkumné metody Analýza dat VÝSLEDKY Kazuistika 1 - amputace bérce vlevo Kazuistika 2 - amputace femuru vpravo Kazuistika 3 - oboustranná amputace Kazuistika 4 - hráč bez amputace DISKUZE ZÁVĚR...84 Seznam použitých zkratek...85 Seznam obrázků, tabulek a grafů...86 Seznam literatury...89 Přílohy

9 1 ÚVOD Amputace dolní končetiny je velkým zásahem do života každého jedince. Po ztrátě dolní končetiny se pacient musí vyrovnat s celou řadou překážek. Důležitým faktorem po amputaci je návrat pacienta do společnosti. Na počátku je nutností, aby byl pacient vybaven vhodnou protetickou pomůckou. Pacient absolvuje školu chůze, kde se seznamuje s možnostmi protetické pomůcky a učí se ji plně ovládat. Sport bývá v mnoha případech nejlepším začleněním zpět do společnosti. Do popředí zájmu se v souné době dostává golf handicapovaných. Pacienti tak mohou navazovat kontakty s lidmi se stejným postižením, což přispívá k jejich pozitivnímu myšlení. Golf je hra, která v souné době získává oblibu mezi širokou veřejností. Golfu se mohou věnovat hráči všech úrovní. Nedělá rozdíly mezi zdatnými golfisty a golfisty s mentálním či tělesným postižením. Golfový švih je velice složitý intraindividuální pohyb. Jedná se o velice složitou koordinační činnost. I přes to, že každý hráč má svůj vlastní způsob jakým golfový švih provádí, nacházíme v literatuře popis perfektního švihu. Celá řada publikací popisuje ideální golfový švih, kde je prezentován švih špičkových hráčů, jako je např. Tiger Woods. Publikace se bohužel zabývají spíše problematikou golfového švihu u zdravých hráčů. Hlavním cílem této práce je zhodnocení způsobu provedení golfového švihu u pacientů s různým typem a úrovní amputace dolní končetiny a zjištění vztahu mezi fázemi golfového švihu a přenosem hmotnosti s použitím různých golfových holí v porovnání s hráčem bez amputace. Svou prací bych chtěla seznámit širokou veřejnost s možnostmi golfu handicapovaných a pokusila se tak rozšířit informace o této oblasti, které v českých ani zahraničních publikacích příliš nenalezneme. Nedostatkem řady publikací je absence údajů měřitelných objektivizačním způsobem při golfovém švihu. Svým výzkumem bych ráda umožnila trenérům golfu handicapovaných nebo samotným hráčům nahlédnout podrobněji do této problematiky. Výsledky této studie by mohly také obohatit výukové materiály trenérů spolupracujících s hráči golfu s amputací dolní končetiny. K volbě tématu přispělo to, že jsem se začala ve své praxi fyzioterapeuta více setkávat s pacienty s amputací dolní končetiny, kteří se vydali po těžkých úrazech novým životním směrem. Začali zkoušet nové možnosti a to ve sdružení golfistů s amputací dolní končetiny. 9

10 V teoretické části jsou formou rešerše shrnuty poznatky o amputacích dolních končetin a možnostech jejich protetického řešení. Druhá část je věnována golfu, analýze golfového švihu z pohledu kineziologie a biomechaniky u zdravých hráčů. V této oblasti ještě nalezneme možné chyby, kterých se hráč může v průběhu švihu dopustit a mohou tak ovlivnit jeho výkon. V závěru teoretické části jsou shrnuty organizace golfu handicapovaných a výjimky týkající se pravidel golfu handicapovaných. Předmětem speciální části je pilotní studie rozdělena na tři případové studie popisného charakteru, které umožní lépe porozumět problematice golfového švihu u hráčů s amputací dolní končetiny. Na začátku této části byl popsán cíl práce, položeny vědecké otázky a předpokládané hypotézy. V další části je popsán výzkumný soubor, metoda sběru dat, výzkumné metody a analýza získaných dat. 10

11 2 TEORETICKÁ ČÁST 2.1 Amputace Amputaci můžeme definovat jako odstranění periferní části těla. Dochází k přerušení měkkých tkání a skeletu, což má za následek změny funkční a kosmetické s možností dalšího protetického ošetření. Jedná se o rekonstrukční výkon, jehož účelem je eliminace onemocnění nebo funkčního postižení se snahou dosažení návratu lokomoce nebo alespoň částečné funkce postižené končetiny (Kubeš, 2005). Dle Sosny (2001) jsou základními indikacemi k amputaci choroby končetinových cév, traumata, tumory, infekce, kongenitální anomálie, poranění a onemocnění nervová. Důvodem k amputacím bývají těžká nenapravitelná poškození končetin. Jedná se o úrazy, infekce, nádory, aterosklerózu a diabetickou gangrénu (Billow,1996; Špaček, 1973). V České republice je nejtějším důvodem amputací dolních končetin onemocnění cév z důvodu diabetu. Úrazové amputace jsou nejtější u mužů v produktivním věku. Jedná se především o úrazy a amputace způsobené dopravními nehodami (Kálal, 2000). Amputace dolní končetiny je velkým zásahem do lidského života. Při ztrátě dolní končetiny se pacient musí vyrovnávat s celou řadou překážek (Slivka, 1987). 2.2 Protézy a jejich stavba Protézy jsou z hlediska technické ortopedie konstrukce, které slouží k tomu, aby byla opět obnovena funkce a normální vzhled. Z hlediska stavby můžeme protézy dolní končetiny dělit na endoskeletární (modulární protézy), kde se používá vnitřní trubkový systém a exoskeletární (konvenční protézy), kde je nosným prvkem plášť protézy (Engstrom, 1999; May, 2002; Seymour, 2002). Stavba protézy závisí nejen na typu amputace, ale také na délce pahýlu a jeho pohyblivosti. Každá protéza má tři základní části - pahýlové lůžko, adaptér, chodidlo. Adaptér obsahuje všechny technické součásti, které spojují lůžko s chodidlem. Chodidlo slouží jako pevná opora pro protézu udržující stabilitu amputovaného. Pahýlové lůžko zajišťuje spojení pahýlu s protézou. Hlavním cílem je, aby protéza dobře držela na pahýlu a dobře jej obepínala. Pahýlové lůžko je proto vždy modelováno na míru 11

12 a je upravováno dle stavu a tvaru pahýlu. Dělí se vodorovně na tři pásma. Nejblíže k zachovanému kloubu se nachází věnec, střední část lůžka je to modelována dle rozložení svalových skupin na amputačním pahýlu a vrchol je tvarován oblým způsobem. Na vrcholu je pak dále otvor pro odvzdušňování pahýlu. V pahýlovém lůžku působí rázové, střihové a rotační síly, které mohou ovlivňovat ulpění protézy na pahýlu. Rázová síla (Obrázek 1a)) vzniká při došlapu paty na zem. Střihová síla (Obrázek 1b)) vzniká během švihové fáze. Rotační síly (Obrázek 1c)) se vyskytují během stojné fáze (Kaphingst, 2002; Bock, 2004). a) b) c) Obrázek 1: Síly působící v pahýlovém lůžku: a) rázová síla, b) střihová síla, c) rotační síly (převzato z: Bock, 2004) Protéza podléhá fyziologickým, biomechanickým a mechanickým vlivům. K fyziologickým podmínkám, které ovlivňují protézu, patří stáří a pohlaví pacienta, průvodní onemocnění vnitřních orgánů, onemocnění svalového a pohybového aparátu, celkový duševní a tělesný stav. Protézu mohou ovšem stejně tak ovlivňovat i patofyziologické podmínky např. úroveň amputace, technika amputace, jednotlivé parametry pahýlu, jako je délka pahýlu, stav prokrvení pahýlu, stav svalstva, pohyblivost, stav pokožky a zatížitelnost. Biomechanické podmínky vznikají interakcí mezi pacientem a silami, které se přenášejí prostřednictvím protézy na prostředí nebo z prostředí na pacienta a ovlivňují tak obraz chůze. Mechanické podmínky jsou určovány silami, které působí na protézu tahové (ve švihové fázi), tlakové (pacient způsobuje vertikální zatížení), ohybové momenty (medio-laterální, antero-posteriorní), střihové, torzní síly (kolem vertikální osy) a točivé momenty (převážně v kloubech). Aby amputovaný pacient mohl být vybaven dobře fungující protézou, měl by splňovat 12

13 určité somatické, psychické a především fyzické předpoklady (Kaphingst, 2002). Literatura se shoduje, že pro amputovaného pacienta je důležité, aby byl co nejdříve vybaven vhodnou protézou. Vné vybavení v mnoha případech dokáže zabránit celé řadě poamputačních komplikací a mělo by se provést, jakmile to dovolí poměry na amputačním pahýlu. Na počátku je pacientovi aplikována prvoprotéza tzv. doná neboli iediátní. U prvoprotézy je nutné brát ohled na fakt, že amputační pahýl se vlivem zatěžování a rehabilitačního procesu neustále mění a tato doná protéza tak slouží pro zformování amputačního pahýlu. V případě, že se amputační pahýl při plném zatěžování a při chůzi na protéze po dobu tří týdnů nemění, můžeme pahýl označit za definitivní (Eis et al., 1972; Hadraba, 2006). Velkou výhodou doné protézy je možnost posoudit jak je amputovaný schopen končetinu zatěžovat a jak se vyrovnává s chůzí na prvoprotéze než je protetikem zhotovena protéza definitivní. Výběr vhodné protézy má rozhodující význam pro dosažení symetrického stereotypu chůze (Marinakis, 2004) Stupeň aktivity uživatele V úvodu je důležité, aby byl pacient seznámen s konstrukcí protézy a především péči o ní. Při určení technického vybavení protézy je nutné zhodnotit, jaké jsou potenciální schopnosti uživatele. U budoucího uživatele sledujeme jeho minulost. Posuzujeme především stav před amputací, souný stav uživatele a jeho pozitivní motivaci k využívání protetické pomůcky. Na základě hodnocení těchto parametrů byl zaveden hodnotící systém stupně aktivity uživatele. Hodnotící systém shrnuje do jednotlivých stupňů fyzickou aktivitu uživatele, psychické předpoklady, profesi a zároveň hodnotí prostor, ve kterém se uživatel pohybuje. Stupeň aktivity lze rozdělit do čtyř kategorií (Vladan, 2013): 1) Stupeň aktivity 1 Interiérový typ uživatele. Tento typ uživatele má předpoklad využívat protézu spíše po rovném terénu při pomalé konstantní rychlosti chůze. Terapeutickým cílem je zabezpečení stoje v protéze. 13

14 2) Stupeň aktivity 2 Limitovaný exteriérový typ uživatele. Tento typ uživatele zvládá už náročnější terén. Je zde předpoklad pro překonávání malých přírodních nerovností ale i bariér při malé konstantní rychlosti. Terapeutickým cílem je chůze v interiéru a omezené chůze v exteriéru. 3) Stupeň aktivity 3 Nelimitovaný exteriérový typ uživatele. Uživatel je schopný překonat přírodní nerovnosti, bariéry a provozovat různé pohybové aktivity při střední a vysoké rychlosti chůze. Terapeutickým cílem je chůze v interiéru a exteriéru bez omezení. 4) Stupeň aktivity 4 Nelimitovaný exteriérový typ uživatele se zvláštními požadavky. Tento typ uživatele se od stupně 3 liší pouze výraznějším rázovým a mechanickým zatížením protézy. Do této skupiny jsou řazeny děti a vysoce aktivní dospělí uživatelé nebo sportovci Protézování a protetická technika po amputaci v bérci Amputace bérce nebo také transtibiální amputace můžeme rozdělit na amputace v distální třetině holenní kosti, ve střední třetině holenní kosti a v proximální třetině holenní kosti. Při stavbě bércové protézy se klade velký důraz na komfort a funkčnost. Oba tyto faktory jsou splněny v případě, že jsou zohledněny všechny oblasti bércového pahýlu a to oblasti zatížitelné, méně zatížitelné a citlivé na zatížení (Klement et al., 2000). Bércová protetika se dle Kaphingsta (2002) rozděluje na konvenční a funkcionální protetiku. Konvenční protetika má v souné době spíše historický význam Funkcionální bércová protetika Funkcionální bércová protetika se v praxi např. v Německu označuje jako krátké protézy, v Anglii jako PTB nebo PTB-supracondylar. V České republice se používá název funkcionální protetika, protože při stavbě a zpracovávání protézy je v popředí aspekt funkčnosti. U bércových protéz nesmí být flexibilní lůžko tenkostěnné, jako je tomu u stehenních protéz, aby na hranách nosné konstrukce nedošlo k otlakům. Plastový typ lůžek s omezeným typem flexibility umožňuje distálně plně uzavřít 14

15 kontaktní lůžko pomocí ventilu. Do této skupiny řadíme bércové protézy PTB, KBM, PTS a PTK. Dle Foorta a Radclifa byla protéza PTB předchůdcem všech dalších funkcionálních bércových protéz s opřením o patelární šlachu. KBM neboli kondylární protéza dle Kuhna obepíná mediálně a laterálně kondyl femuru a tím fixuje protézu k pahýlu. Protéza PTS, tibiální suprakondylární protéza, je srovnatelná svou stavbou a funkcí s předchozím typem. Rozdíl je pouze ve tvaru, kdy PTS protéza obepíná a zavírá větší plochu pahýlu než je nutné. V dnešní době tento typ nalezneme v praxi zřídka. Protéza PTK, tibiální protéza, je dle Kegela kombinací výše uvedených typů. Měkké vnitřní lůžko kompletně zachycuje čéšku a tvrdé vnější lůžko je v oblasti čéšky vyříznuté (Kaphingst, 2002) Protézování a protetická technika po amputaci ve stehně Stehenní protéza musí splňovat funkční i kosmetické nároky. Z hlediska funkce je nedůležitější zabezpečení stability nejen ve stoji ale i při chůzi. Při stavbě stehenní protézy je nutná správná vertikální stavba. Stehenní amputační pahýly mají většinou specifické postavení, které je dáno jejich délkou, tvarem a proto je nutné toto postavení při stavbě protézy respektovat. Znamená to, že i pahýlové lůžko musí svou úpravou odpovídat fyziologickému postavení pahýlu (Kaphingst, 2002) Tvary lůžek a jejich systémy Bock (2004) definuje pahýlové lůžko jako spojnici pahýlu s protézou. Lůžko má velmi důležitou funkci. Zajišťuje, aby protéza pevně držela na pahýlu a dobře jej obepínala. Z tohoto důvodu se pahýlové lůžko vyrábí na míru pro každého pacienta. Upravuje se podle tvaru, stavu pahýlu a také stupně aktivity uživatele. Obvykle je vyrobeno z pevného materiálu. U stehenních protéz rozdělujeme typy protézového lůžka na příčný a podélně oválný typ. Podélně oválný tvar lůžka je založen na účincích tříbodového silového systému (laterálně proximální okraj lůžka, mediální zachycení tuberu a laterální opěra nebo femorální spona). Díky tomuto systému je femur udržován v addukci a brání pánvi v medio-laterálním posunu ve stojné fázi protézy. Zátěž je rozložená po celé ploše pahýlu, kdy část zátěže nese i samotný konec pahýlu. Oblast tuber ossis ischii má svůj významný podíl na přenosu zatížení a flexibilní okraj lůžka umožňuje, aby tuber 15

16 nedosedal na zadní okraj a byl uložen uvnitř lůžka. Podélně oválný typ lůžka je zejména vhodný pro pacienty, kteří mají problém s prokrvením pahýlu, protože stehenní tkáně v ovládacím pásmu zůstávají oproštěny od tlakových oblastí. Vektor zatížení má ve stoji svůj počátek přibližně v oblasti kyčelního kloubu (Baumgartner, 1995). Úkolem příčně oválného tvaru protézového lůžka stehenní protézy je řádné obejmutí pahýlu, přenos statických, dynamických zátěží, sil, přenos pohybů v chůzi a udržení protézy v pahýlu. Lůžko musí být vhodně vyřešeno tak, aby bylo schopno přenášet síly mezi pahýlem a protézou bez obtíží. Svým tvarem se nikdy neztotožňuje s anatomickým tvarem pahýlu. Přesto dostatečně respektuje anatomicko-fyziologické struktury. Lůžko musí být velmi těsné, aby nedošlo ke snadnému uvolnění. Oblasti uložení pahýlu v příčně oválném lůžku dělíme do několika zón, podle kterých se rozlišují tři vertikální pásma - pásmo nasedacího věnce, ovládací pásmo a koncové pásmo pahýlu. Pásmo nasedacího věnce slouží u stehenní protézy jako podpěra pro hrbol kosti sedací a je vytvarováno přesně kolem velkého trochanteru. Ovládací pásmo slouží femuru jako opěrná plocha pro možnost stabilizace pánve ve stojné fázi na straně protézy za pomoci kontrakce adduktorů. Kontaktní lůžko koncového pásma pahýlu má tvar přesně kopírující pahýl. Ve spodní části se nachází otvor pro ventil, který by měl být uložen centrálně na nejnižším místě na dně lůžka. Díky tomuto ventilu je možné rovnoměrně vtáhnout měkké tkáně do lůžka. Rizikem může být vznik edémů a defektů měkkých tkání v oblasti kontaktního lůžka, proto je nutné, aby byl vnitřní otvor ventilu uzavřen. Úkolem koncového lůžka dle Kaphingsta (2002) je uložení pahýlu. Existuje několik typů koncových lůžek s různými biomechanickými vlastnostmi. V přísavném lůžku, které je předchůdcem dnešních vylepšených systémů, připojení vzniká vlivem podélného tahu, kompresí měkkých tkání a stlačení objemu, hydrostatického podtlaku a adhezního tření. Ulpívací lůžko je vybaveno ventilem a přísavným prostorem. V ulpívacím kontaktním lůžku se adhezivní mechanismy velmi blízce podobají lůžku ulpívacímu. V plně kontaktním lůžku je již celá plocha pahýlu včetně koncové oblasti v kontaktu s obložením pahýlu. Vhodné je dobře zhojená jizva a aktivní, silná muskulatura. K výhodám tohoto typu lůžka patří podpora prokrvení konce pahýlu, zamezení vzniku zbarvení, rozložení tlaku na celý povrch pahýlové oblasti a příznivý vliv na fantomové bolesti. Flexibilní kontaktní lůžko nabízí pacientovi komfort. Zajišťuje senzorickou zpětnou vazbu díky tenké pružné stěně lůžka a dobrým tepelným poměrům, kde nevzniká pocit chladu (Baumgartner, 1995; Brozmanová, 1990). 16

17 Připojení lůžka k pahýlu dle Kaphingsta (2002) ve stehenní protetice je možné několika mechanismy: 1. Připojení vlivem komprese měkkých částí a změnou objemu stehenní lůžko je v objemových mírách především v horní části užší, než je samotný obvod pahýlu. 2. Připojení vlivem elastického podélného napětí metodou zatahování svalového objemu dochází k natažení svalstva distálně elasticky a díky adheznímu tření mezi pokožkou a stěnou lůžka dochází k elastickému ukotvení, které zajišťuje pahýl v lůžku. 3. Připojení vlivem adhezního tření závisí na obsahu vlhkosti v pokožce, čím vyšší tím se adhezní tření mezi pokožkou a stěnou zvyšuje a tím je tak možné lepší ukotvení pahýlu v lůžku. 4. Připojení vlivem pasivního rozepětí tkáně účelovým vytvarováním stěny lůžka se vytvoří konkávní kapsa, do které je umístěna vtlačená tkáň. 5. Připojení vlivem rozepětí svalstva do předem vytvarovaného obložení lůžka jsou cíleně umístěny skupiny svalstva, které se aktivně kontrahují při souném zvětšení obvodu a tím zesilují příčný tlak na obložení lůžka. 6. Připojení vlivem podtlaku zde funguje tzv. přisávací efekt, který zajišťuje stabilitu v lůžku, ale také bohužel velmi to způsobuje tvorbu distálních edémů. Působení podtlaku podporuje na jedné straně připojení, ale na straně druhé působí negativně, proto je tento typ připojení v dnešní době spíše vyjímkou. 7. Připojení vlivem pomocných zařízení v případě, že nelze využít výše uvedených mechanismů, přistupuje se k zavěšení protézy pomocí ulpívacích přípravků. Toto připojení se využívá spíše u geriatrických pacientů nebo v případě prvního vybavení pacienta protézou. Firma Ottobock rozděluje podtlakové systémy na pasivní a aktivní. Takové systémy umožňují odsát přebytečný vzduch mezi linerem (pahýlový návlek) a pahýlovým lůžkem, čímž se zajistí bezpečné ulpění protézy na pahýlu. Podtlak je tedy vyvinut pasivně pomocí ventilu nebo aktivně pomocí pumpy. Systém pasivní funguje na principu, že přebytečný vzduch je odveden z pahýlového lůžka přes jednocestný ventil v jeho spodní části působením vlastní hmotnosti uživatele čímž nemůže proudit zpět. 17

18 Tento pasivní systém je využívám spíše pro nízký až střední typ uživatele se stehenní i bércovou protézou (Vladan, 2013). Harmony systém využívá pumpy ve spojení s jednocestným ventilem. Systém zůstává aktivní při každém kroku a v definované oblasti reguluje potřebný podtlak. Tímto lze na pahýlu dosáhnout silnějšího ulpění než při vybavení s ventilem. Tento systém také redukuje střihové síly působící v pahýlovém lůžku, kontroluje objem pahýlu a zlepšuje jeho prokrvení. Pevné ulpění protézy na pahýlu zajišťuje lepší vnímání podkladového terénu. Pro střední až vysoký stupeň aktivity je doporučován aktivní podtlakový systém Harmony (Vladan, 2013) Krátké protézy po oboustranné stehenní amputaci Tvorba protézy pro pacienty s oboustrannou stehenní amputací je velmi obtížná. Pacient se musí vyrovnávat s pocitem nestability a schopnost balancování se tak snižuje. Chybí pocit kontaktu se zemí a s narůstající délkou umělých končetin se stupňuje strach z pádu. Oboustranně amputovaní pacienti využívají většinou k chůzi dvě francouzské hole. V roce 1946 vznikl podnět k tomu, aby tito pacienti nemuseli využívat hole. Cílem bylo, aby pacienti byli vybavováni párem protéz, se kterými by bylo schopno chodit bez využití francouzských holí. Byly vytvořeny protézy, kde se nekladl důraz na vzhled ale na funkci. Protézy se skládaly jen z lůžek a válcovitých chodidel, které byly opatřeny odvalovou plochou ve tvaru kruhového segmentu. Problém flekčních kontraktur to vznikajících v oblasti kyčelního kloubu z důvodu tého sezení byl kompenzován otočením chodidla dozadu. V souné době je tento způsob řešení spíše historický a pacienti s oboustrannou amputací jsou vybavováni nejnovějšími typy protéz, mezi které řadíme např. C-leg, kterému bude věnována samostatná kapitola (Kaphingst, 2002) Protetické chodidlo Úkolem protetického chodidla je tlumení nárazů, odraz, zajištění stability, rovnováhy a podpora odvalu na různých podkladech, simulace pohybu kloubů, svalové aktivity, absorpce rázů (May, 2002). Na chodidlo u zdravého jedince působí vertikální zatížení přes tibii, které je přeneseno na podložku rozděleně prostřednictvím nožní 18

19 klenby. Výběr vhodného protézového chodidla závisí na stupni aktivity, výšce amputace, konstrukci kolenního kloubu, váze pacienta, životním stylu a okolnímu prostředí (Vladan, 2013). Dle Perryho (2004) se základní vlastnosti běžně dostupných protetických chodidel dělí do tří kategorií anatomická, biomechanická a dynamická. V souné době existuje velká nabídka protetických chodidel a díky tomu je pro protetika a lékaře mnohem těžší vybrat to nejlepší chodidlo pro konkrétní osobu s amputací (Barth et al., 1992). Engstrom (1999) dělí chodidla na chodidla kloubová (jednoosá, víceosá) a chodidla bez kloubu (chodidlo SACH, chodidlo s dynamickou odezvou). Jiné dělení uvádí May (2002), který dělí chodidla jen na chodidlo bez dynamické odezvy a s dynamickou odezvou. Dynamická chodidla jsou vhodná pro aktivní uživatele, tedy v našem případě i pro hráče golfu. Dynamické chodidlo je charakteristické pružným skeletem umožňující absorpci energie na počátku stojné fáze a její navrácení při odrazu. Dynamická chodidla se stala jedním z nejvíce předepisovaných komponent ve světě (Michael, 2004). Obrázek 2: Protetické chodidlo v jednotlivých fázích kroku (převzato z: Heyen, 2006) Protézové kolenní klouby Protézové kolenní klouby se rozdělují na monocentrické a polycentrické. Monocentrický typ kolenního kloubu má k dispozici pouze jednu osu kloubu pro flexi a extenzi s centrem otáčení a středem osy. Polycentrické kolenní klouby díky svým konstrukčním parametrům umožňují větší rozsah flexe kolenního kloubu a zejména vhodnější vlastnosti stojné a švihové fáze. Z pohledu biomechaniky kolenní kloub s vícečlánkovým mechanismem umožňuje uživateli vylepšenou funkci díky svým víceosým vlastnostem. V případě, že dojde k flexi kolenního kloubu, změní se tak střed otáčivého pohybu mezi stehnem a bércem natolik, že je dosaženo lepší jistoty a většího rozsahu flexe kolenního kloubu. U takto vybavených kolenních kloubů, lze 19

20 základní mechanismus doplnit o zařízení řídící švihovou fázi (Kaphingst, 2002). Oblast vývoje kolenních kloubů se neustále zlepšuje a jednotlivé parametry kolenních kloubů jsou stále doplňovány o nové moderní mechanismy. V souné době patří k nejlepším na trhu kolenní systém C-leg, vyráběný firmou Ottobock Kolenní systém C-Leg Kolenní systém C-leg, s hydraulicky řízenou stojnou a švihovou fází, byl poprvé jako sériově vyráběný kolenní kloub uveden na trh v roce C-leg je vhodný pro všechny typy uživatelů s exartikulací v kolenním kloubu, transfemorální amputací nebo exartikulací v kyčelním kloubu. Řízení je možné na základě elektroniky uvnitř kloubu, která přijímá a zpracovává signály ze snímačů a reguluje pohyb kolenního kloubu. Zařízení rozeznává příslušné fáze kroku a umožňuje tak dostatečný pohyb bércové části dolní končetiny. Prioritou kolenního systému je dosažení optimálního stupně bezpečnosti ve všech fázích chůze. Vhodně vybavení C-legu také snižuje zatížení na kontralaterální dolní končetině. Kromě klasického režimu řídící chůzi, je možné přepnutí do speciálního režimu včetně individuálně nastavitelné hydraulické hodnoty odporu např. pro cyklistiku, golf nebo in-line bruslení. Nejnovější generace v roce 2006 představila bezdrátové dálkové ovládání, které se využívá pro snadné přepínání režimů. Umožňuje také stabilizaci kolenního kloubu v libovolném úhlu flexe až do 70 aniž by uživatel musel vynaložit svalovou sílu (Bock, 2003). Blumentritt et al. (2009) se ve své studii snažili dle biomechanických testů dokázat bezpečnost kolenního systému C-leg. V rámci své studie probandi chodili po překážkách, simulovali pády i zakopnutí. Ve srovnání s ostatními testovanými koleny C-leg prokázal jednoduchost a bezpečnost. Při šlápnutí na překážku přední částí chodidla nedocházelo k výrazné flexi v kolenním kloubu. Flexe je dostatečně korigována a nedojde tak k pádu pacienta. Bunce a Breakey (2007) se ve studii zaměřili, jak pacienti vnímají své tělo po amputaci s kolenním systémem C-leg dle ABIS (Amputee Body Image Scale) ve srovnání s mechanickým kolenním kloubem. Rozhovor s pacienty byl bezprostředně před aplikací C-legu a po 6 měsících. Pacienti udávali lepší vnímání vlastního těla, chůze je mnohem přirozenější než s mechanickým kolenním kloubem, překážkám se nemusí vyhýbat jako dříve a díky tomu méně vnímají svůj tělesný handicap. Autoři studie uvádějí, že použití C-legu má statisticky významný pozitivní vliv na celkový tělesný vzhled, což vede k zlepšení sebevědomí klientů s kolenním systémem C-leg. 20

21 1 - Snímač úhlu kolenního kloubu 2 - Elektronická regulace 3 - Lithiový akumulátor 4 - Hydraulická jednotka 5 - Karbonový rám 6 - Trubkový adaptér se snímačem momentu Obrázek 3: Kolenní systém C-leg (převzato z: Golf Golf je hra, které se mohou útnit hráči všech úrovni s cílem zahrát míček do jamky na co nejmenší počet úderů. Je navržena tak, aby byly vytvořeny spravedlivé podmínky pro všechny. Golf nedělá rozdíly mezi zdatnými golfisty a golfisty s mentálním nebo tělesným postižením. Golf je obecně považován za bezpečný sport s významným přínosem pro zdraví. Velký skotský architekt a lékař, Dr.Alistar MacKenzie, jednou poznamenal, že pacienti s drobnými neduhy se svých obtíží zbavili díky své velké lásce ke golfu. Neexistují žádné vědecké studie konkrétně zaměřené na zlepšení kvality života a zdraví díky golfu. Dalo by se ovšem předpokládat, že přínosem může být zvyšování svalové síly, zlepšení celkové tělesné kondice, zlepšení kardio-respiračních funkci a zlepšení rovnováhy. Nesprávné provedení golfového švihu může vést k obtížím spojených s bolestmi v oblasti dolní části zad. Míra poškození dolní části zad je dle statistik velmi znepokojivá a tvoří 40-57% (Batt, 1992; McCaroll, 1992). Golfová hra není jen fyzickou činností hráče, ale je zde důležitá také duševní stránka hry. Ve srovnání s většinou ostatních sportů má golfista dostatek u mezi údery na zvažování různých možností a řešení (Newel, 2005). Výkonnost hráče je v golfu hodnocena tzv. handicapem (HCP). HCP udává, kolik ran zahraje hráč nad nebo pod par hřiště (Allis, 2006). Par je číslo udávající, na kolik ran by měl hráč jamku zahrát. HCP umožňuje soupeření mezi hráči různých výkonností. 21

22 2.3.1 Golfové hole Golfové hole patří k základnímu golfovému vybavení. K úderu do míče mohou hráči využívat maximálně 14 holí. Výběr golfové hole by měl odpovídat výšce a síle hráče. Délka holí v sadě by normálně měla být odstupňovaná po 12. Hole rozdělujeme na hole pro dlouhé rány (dřeva), pro běžnou hru (železa) a puttery, které se používají pro doklepávání do jamky. Dřeva mají obvykle velmi dlouhý shaft, který dodává odpálenému míčku velkou rychlost. Dřeva jsou označována čísly 1 (driver), 3, 4, 5 a 7. Driver je nejdelší hůl, kterou má golfista ve svém bagu. Nejen pro začátečníka je hra s driverem velmi obtížná. Železa mají kratší shaft a označují se čísly od 1 do 9. Obecně platí, že čím větší číslo, tím kratší je vzdálenost, na kterou se s ní odpaluje. Za dlouhá železa jsou považovány hole s číslem 1-3, střední železa 4-6 a krátká železa 7-9 (Allis, 2006) Analýza golfového švihu Golfový švih je velice složitý intraindividuální pohyb. Můžeme tedy říci, že každý golfista má unikátní švih ovlivněn mnoha faktory jako je věk, váha, hmotnost a flexibilta. Typy švihu lze rozdělit do několika pozic a fází, které budou popsány níže. Celá řada vědců si pokládá otázku, který golfový švih je ten nejlepší a nejzdravější. Vědci s trenéry golfu se společně shodují, že každý hráč má svůj vlastní styl a způsob provedení golfového švihu. Většina golfistů má tendenci napodobovat golfové profesionály. Profesionální golfisté mají ovšem jiné podmínky než amatérští golfisté, proto je pravděpodobné a nemožné pro většinu amatérů dosáhnout stejných výkonů jako profesionální hráči. Správně a vhodně provedený golfový švih je ekonomický pohyb s cílem co nejlépe odpálit míček k jamce (Welsh, Kern, 1998). Klasický typ golfového švihu byl dominantou až do roku 1960, kdy Jack Nicklaus změnil tvář golfu. Klasický typ švihu zdůrazňoval větší mobilitu v oblasti boků, nohou a paží. Cílem byla jemnost provedení (McHardy et al., 2006b). Nicklaus začal veřejně publikovat snímky, kde se klasický typ golfového švihu změnil na moderní. Hráči díky tomu dosahovali větší vzdálenosti při odpalu. Moderní švih se tehdy stal populární v americké PGA a je populárním dodnes. Souní velikáni golfu jako Colin Montgomerie, Tiger Woods se snaží napodobit způsob tohoto švihu. 22

23 Cílem studie McHardyho et al. (2006b) bylo srovnání moderního a klasického golfového švihu. Existuje totiž jen velmi málo studií, které by podrobně hodnotili pohyb jednotlivých částí těla v průběhu golfového švihu. Srovnání v této studii prokázalo malý ale významný rozdíl především v nápřahu, došvihu a celkové pozici těžiště těla. Výsledky studie prokázaly, že při nápřahu u klasického golfového švihu je pravá noha hráče ukročená do strany, hráč zvedá během provádění nápřahu patu přední nohy a tím dochází k větší rotaci v kyčelních kloubech. Ve fázi švihu k míči začíná hráč pohybem celého těla a došvih končí v napřímenější pozici. Na konci došvihu mají hráči tendenci k pohybu těla vpřed (Gluck et al., 2008; Cabri et al., 2009). U moderního typu golfového švihu je v nápřahu přední noha v postavení kolmo na cíl a hráč nezvedá patu přední nohy a to vede k omezení rotace v kyčelních kloubech. Naopak je zde kladen důraz na výraznou rotaci ramen. Ve fázi švihu začíná pohybem v kyčelních kloubech a v došvihu končí typickou hyperextenzí hrudní páteře (pozice obráceného C ) (McHardy et al., 2006a). Kromě klasického a moderního golfového švihu se v posledních letech dostává do popředí hybridní typ golfového švihu, který je kombinací moderního a klasického (McHardy et al., 2006a). A B C D Obrázek 4: Porovnání klasického a moderního švihu (A) nápřah klasický švih (B) nápřah moderní švih (C) došvih klasický švih (D) došvih moderní švih (převzato z: McHardy et al., 2006a) Adlington (1996) se pokoušel ve své studii zaznamenat mechaniku švihu. Adlington (1996) klade důraz na vedení horní části těla kolmo se zemí v čelní rovině, aby se zabránilo negativním výkyvům trupu do stran. Adlington (1996) uvádí, že 23

24 golfista by měl mít rovná záda, mírné nakloněný trup vpřed, tělesná hmotnost během nápřahu by se měla posouvat směrem k zadní dolní končetině tj. pravá noha za pravou rukou a pak zpět k přední dolní končetině tj. levá noha za pravou rukou golfisty. Studie kromě vhodného postavení těla při golfovém švihu poskytuje informace o zapojení svalů během švihu. Přesun tělesné hmotnosti vpřed vyžaduje velké zapojení adduktorů kyčelního kloubu což také velmi usnadňuje pohyb a rotaci trupu vpřed s následným zapojením zevních rotátorů, abduktorů kyčelního kloubu a vzpřimovačů páteře (Bechler et al., 1995). Aktivita flexorů a extenzorů kyčelního kloubu, břišních svalů a vzpřimovačů páteře je nezbytná pro náklon trupu. Autoři hovoří o tom, že to bývají velké skupiny svalů a svaly předloktí při výzkumech zanedbávány. Výsledky studie však naznačují, že svaly předloktí by mohly být důležité pro golfovou výkonnost. Jejich úkolem je poskytovat dostatečný točivý moment pro zápěstí (Bechler et al., 1995) X-faktor X-faktor je popisován jako označení pro rozdíl úhlové rotace horní části těla a pánve ve vrcholu nápřahu (McLean, 1992). Vědci z Univerzity v Dublinu se zabývali analýzou pohybu kloubů v průběhu golfového švihu. Útníci studie byli rozděleni do dvou skupin na základě rychlosti hole v okamžiku kontaktu s míčkem. Při analýze se sledoval X-faktor, úhly v ramenních, loketních kloubech, zápěstí, kyčelních a kolenních kloubech v celkem osmi fázích golfového švihu. Ze studie vyplývá, že se zachováním větší hodnoty úhlu X-faktoru se zvyšuje úhlová rychlost hole při švihu k míči, což může pro golfistu znamenat výrazné zlepšení. Při švihu k míči se snahou odpálit míček co největší rychlostí je dobré držet levou horní končetinu napnutou. V případě, že hráč udrží levou horní končetinu napnutou, zvětší tím švihový oblouk a tím i rychlost hole. Větším přenosem váhy ze zadní na přední nohu od počátku švihu k míči až do impaktu vznikne i větší pohyb boků ve směru k cíli, což vytváří větší množství síly, které umožní razantnější a rychlejší švih k míči. V neposlední řadě větší flexe obou ramenních kloubů s omezením vnitřní rotace levého ramenního kloubu může také přispět k vyšší rychlosti hlavy hole (Kwon et al., 2013). Podobnou studií se zabýval i Meister et al. (2011), kteří sledovali úhlové hodnoty X faktoru v horní části nápřahu. V Meisterově studii, podobně jako v předchozí 24

25 studii, se potvrdilo, že není významný rozdíl mezi zkušenými a méně zkušenými golfisty. S dalším výzkumem přišel i Meyers et al (2008) a Zheng et al. (2008), kteří ve své studii nalezli významný rozdíl v hodnotě X-faktoru ve vrcholu nápřahu při porovnání golfistů různých dovedností. Výsledek této studie naznačuje, že pravděpodobně úhel v horní části nápřahu bude nejdůležitější fází pro zjišťování hodnoty X faktoru. V případě, že budou hráči udržovat co největší hodnotu X-faktoru, může to přispět ke zlepšení rychlosti odpalu míčku. Naopak autoři Kwon et al. (2013) ve své studii upozorňují na skutečnost, že i když lze dle hodnot X-faktoru odhadovat výkonnost golfisty na základě rychlosti hlavy hole, nemusí tomu tak být v každém případě. Zvyšování rozdílu mezi rotací ramen a pánve bez změny stylu správného provedení golfového švihu nemusí jednoznačně vést ke zvýšení rychlosti hole. Studie dle Meistera et al. (2011) uvádí hodnoty X-faktoru ve vrcholu nápřahu a v okamžiku kontaktu s míčkem pro hráče s různým golfovým handicapem (HCP). Mimo jiné studie poskytuje informace o rychlosti hlavy hole v okamžiku kontaktu hole s míčkem. Tabulka 1 Biomechanické parametry hodnotící golfový švih Biomechanický parametr HCP 4 HCP 15 HCP 30 Amatér bez HCP X-faktor ve vrcholu nápřahu ( ) 52 ± 4 54 ± 4 48 ± 3 46 ± 3 X-faktor v impaktu ( ) 33 ± 6 23 ± 6 23 ± 6 25 ± 6 Rychlost hlavy hole v impaktu (m.s -1 ) 34,0 ± 2,6 34,2 ±2,1 29,3 ±2,1 25,2 ± 1, Kineziologie golfového švihu Golfový švih, jak už bylo zmíněno výše, je velice individuální činnost a každý hráč má svůj styl, vlastní způsob provedení. Nikde v literatuře nenalezneme jednotný popis golfového švihu V následujícím textu bych ráda uvedla, jak by dle odborných studií a profesionálních trenérů golfu měl vypadat ideální golfový švih. Golfový švih 25

26 lze rozdělit do 8 fází. Vybrané fáze golfového švihu jsou popsány v následujícím textu a týkají se hráče hrajícího na pravou stranu. Obrázek 5: Fáze švihu (A) základní postoj (B) začátek nápřahu (C) pozdější fáze nápřahu (D) vrchol nápřahu (E) švih k míči (F) zrychlení (G) začátek došvihu (H) konec došvihu (převzato z: McHardy, 2005) Základní postavení Dle McHardyho (2005) jsou nohy mírně od sebe přibližně v 20-30, kolena mírně pokrčená (20-25 ) a stejně tak i kyčelní klouby. Hlava sleduje míček, ramenní klouby jsou ve flexi a addukci a tvoří obrácený trojúhelník, kdy vrcholem trojúhelníku jsou ruce, kdy pravá se při úchopu nachází pod levou. Při správně vedeném úchopu hole by levé rameno mělo být výše než pravé. Těžiště protíná ramena, kolena a střed nohou. V základním postavení je důležitým prvkem poloha ramen, pokrčení kolen a ohyb v bocích, který je nezbytný pro zisk rotačních bodů. Samotné pokrčení kolen je ovlivněno tělesnou konstitucí hráče a jeho možnostmi (Gryc, 2008). V základním postavení není důležitý jen postoj hráče, ale i jakým způsobem drží hůl a poloha míčku vůči tělu. 26

27 Nápřah Dle Leadbettera (1995) je při nápřahu důležitý synchronní pohyb golfové hole, rukou, paží a trupu. Jestliže jsou všechny tyto sekvence provedeny správně vytvoří energii, která je nutná ke švihu k míči. Nápřah se vyznačuje otáčením ramen doprava. Dochází také k aktivaci horní a střední porce m.trapezius vpravo m. subscapularis na straně levé a v neposlední řadě.rhomboidei. Důležité pro nápřah je mít stabilní střed těla, který je zajištěn svaly v oblasti pánve. Pohyb pánve je podpořen aktivací hamstringů. Allis (2009) ve své publikaci uvádí, že ideálně by měla nápřah k ráně řídit levá paže, která by se měla pohybovat podél těla, levé rameno zakrývá bradu a pravá paže by se měla zalomit do pravého úhlu. Hogan & Wind (2003) popisují nápřah jako rotační pohyb trupu a ramen, horních končetin a hole ze základního postavení směrem od cíle, který je doprovázen pohybem boků Vrchol nápřahu V této pozici by měla horní část trupu být v maximální rotaci. Rotace trupu je závislá na typu rány, kterou chce golfista zahrát. Největší rotace je v oblasti spodní hrudní a bederní oblasti s rozdílnou rotací mezi rameny a pánví. Levá noha se zvedá ze země a váha se tak přenese na pravou nohu v závislosti na velikosti rotace horní části trupu. Vědecká literatura uvádí, že na pravé noze je až 60-80% hmotnosti, zatímco literatura profesionálních golfistů navrhuje spíše horní hranici 80%. Ve vrcholu nápřahu dle Allise (2009) jsou záda obrácená k cíli, násada hole je vodorovně a míří ve směru rány Švih k míči a došvih Švih k míči popisují Cochran & Stobbs (1996) jako pohyb, který začíná rotací boků směrem k cíli. Pohyb je následovaný rotací trupu, pohybem horních končetin a hole do okamžiku kontaktu s míčkem. Fáze švihu fáze začíná přenesením váhy těla na levou stranu. V průběhu přenosu hmotnosti těla zprava doleva dochází k souné rotaci páteře, kyčelních a kolenních kloubů. Středem otáčení je v tuto chvíli oblast pánve s aktivací svalstva pánevního dna a hamstringů. Ve fázi zrychlení dochází k abdukci a zevní rotaci levého ramenního kloubu (McHardy et al., 2006b; Theriault, Lachance, 27

28 1998). V došvihu dochází k zevní rotaci a horizontální abdukci levého ramenního kloubu a horizontální abdukci pravého ramenního kloubu (Lagatorová, 2012) Biomechanika golfového švihu K tomu, aby golfový švih byl správně provedený je nutná rychlost a přesnost. Z pohledu biomechaniky je golfový švih pohyb po lineární přímce. Trupl (2010a) popisuje golfistu jako systém dvou pák (Obrázek 6), které se otáčejí kolem středu. Horní páka odpovídá hráčovým ramenům a pažím a dolní páka odpovídá holi. Závěs mezi těmito dvěma rameny představují zápěstí a ruce. Tento závěs pracuje v jedné rovině, v níž horní páka švihá kolem pevné osy vrcholu, který odpovídá středu mezi horní částí hráčova hrudníku. Závěs také obsahuje stopku, která zamezuje v otevření o více než 90, což znamená, že hráč ve vrcholu nápřahu nemůže ohnout zápěstí o více než 90. Hráč švihá v rovině kolem pevné osy horní páky. Dolní páka sleduje švih horní páky a zůstává vzhledem k ní v konstantní poloze. V okamžiku zahájení pohybu začne na dolní páku (golfová hůl) působit odstředivá síla, která způsobí, že dolní páka začne dohánět páku horní. Díky švihovému pohybu obou pák je vyprodukováno velké množství energie, která přispívá k zrychlení pohybu dolní páky. Aby tento systém mohl dobře fungovat s maximálním účinkem je důležité jeho správné naování. V případě, že systém nebude správně naovaný, může nastat situace, kdy golfová hůl dosáhne maximální rychlosti ještě před impaktem (kontakt hole s míčkem) (Trupl, 2010b). Pevná osa Stopka Horní páka Závěs Dolní páka Obrázek 6: Systém dvou pák (dostupné z: Trupl, 2010a) 28

29 Rychlost hole Rychlost hlavy hole v okamžiku kontaktu s míčkem bývá to ve studiích hodnocena jako jeden z nejdůležitějších ukazatelů výkonu při golfovém švihu tj. dosažení co nejdelší délky letu míčku. Rychlost hlavy hole je ovlivněna celou řadou kinematických i kinetických parametrů, které určují způsob provedení golfového švihu (Hume et al. 2005). Rotace mezi rameny a pánví, nazývaná jako X-faktor, vytváří mechanické zatížení v oblasti dolní části zad. Čím vyšší je X-faktor, tím větší je schopnost dosáhnout větší rychlosti hole při úderu. Joyce et al. (2010) se ve své studii předpokládá, že zvýšení hodnot X-faktoru v průběhu golfového švihu může zvýšit rychlost míčku při impaktu. Myers et al. (2008) ve své studii uvádí, že k větší rychlosti míčku přispívá zvýšení rotace horní části trupu a snížení rotace pánve. Vědci z Univerzity z Pittsburgu se zabývali vlivem postavení horní části trupu, pánve, dolních končetin na rychlost odpalu golfového míčku. Cílem studie bylo zjistit a ověřit nejdůležitější faktory, které mají vliv na rychlost odpalu golfového míčku u golfistů různé výkonnosti. Ukázalo se, že důležitým faktorem je postavení horní části trupu a rychlost posunu pánve. Dalším faktorem ovlivňující rychlost provedení golfového švihu je ohyb v kolenních kloubech. Dostatečný ohyb v kolenním kloubu přední dolní končetiny by měl usnadnit zpětnou rotaci pánve a posun tělesné hmotnosti dozadu (Egret et al., 2006). Gryc et al.(2013) se ve své studii zabývali vlivem rotace horní části těla na golfový švih u hráčů různých věkových kategorií. Cílem studie bylo zjistit vztah mezi X-faktorem a rychlostí hole v okamžiku kontaktu s míčkem. Výsledek studie ukázal, že hodnoty X-faktoru byly u dorosteneckých hráčů vyšší než u starších profesionálních hráčů, což bylo zdůvodněno vyšší pohyblivostí horní části těla dorostenců. U obou skupin byl pozitivní vztah X-faktoru k rychlosti hole v okamžiku impaktu. Závěr studie konstatuje, že zejména hodnoty X-faktoru korelují s hodnotami rychlostí hole a X-faktor je tak považován za velmi důležitý faktor při produkci energie v průběhu golfového švihu. Dle studie Fradkina et al. (2004) se hodnoty rychlosti hole v okamžiku kontaktu s míčkem pohybují v rozmezí m.s

30 2.3.5 Rovnováha v golfu Rovnováha, nejen v golfu, je jednou z nejdůležitějších schopností, kterou by dobrý sportovec neměl postrádat. Rovnováha pohyb harmonizuje. V případě golfistů jde rytmus ruku v ruce s rovnováhou. Zdrojem rovnováhy jsou dolní končetiny a šířka samotného postoje. Dolní končetiny mají podpůrnou a stabilizační funkci pro rotaci trupu a švihnutí paží v okamžiku impaktu (kontakt hlavy hole s míčkem). V této fázi by proto neměli být příliš aktivní, protože pak dochází ke ztrátě rovnováhy. Se zvětšujícím se rozsahem pohybu vyvolávající potřebné švihové napětí se musí zvětšovat i šířka nakročení. Kdybychom se zaměřili na rovnováhu golfistů s amputací dolní končetiny, můžeme téměř s jistotou říci, že jejich rovnováha nemůže být nikdy stoprocentní (Gryc, 2008; Leadbetter, 1995) Předo-zadní rovnováha Rovnováha v předozadním směru je zajištěna v základním postoji na bříškách chodidel, kdy pata a prsty jsou spíše využívány ke stabilizaci. V okamžiku nápřahu se hmotnost přesune na patu pravé dolní končetiny. Při švihu k míči se hmotnost začne přesouvat na patu levé dolní končetiny. Zatížení dolních končetin se samozřejmě mění v souladu s typem hry. V případě krátké hry se hmotnost v základním postavení posouvá více na paty. Nezáleží pouze na vzdálenosti jamky, do které chce golfista míček odehrát. Přenos hmotností závisí i na typu používané hole (Allis, 2006; Leadbetter, 1995). Čím je hůl kratší, tím hráč více posouvá váhu od bříšek na patu. Dle Wirena (1990) hráči, kteří při hře využívají spíše pohyb horních končetin, mají hmotnost více na patách. Naopak hráči využívající více rotaci trupu mají hmotnost více na bříškách chodidel Pravo-levá rovnováha Rovnováha v pravo-levém směru je dána šířkou postoje. V případě, že má hráč dolní končetiny více u sebe, je pro něj snadnější přenést váhu na levou dolní končetinu směrem k cíli. Úzké postavení dolních končetin je pro hráče velmi nestabilní v momentě, kdy potřebují zvětšit rozsah pohybu. Se zvětšující se vzdáleností dolních končetin, šířkou základní postoje, klesá těžiště těla a váha je v okamžiku nápřahu přenášena více na pravou dolní končetinu. Rovnováha se liší mezi hráči využívající pro 30

31 hru spíše paže a hráči hrající spíše tělem. Hráči hrající spíše pažemi mají dle Wirena (1990) tendenci v základním postavení přenášet váhu více na levou dolní končetinu. Hráči hrající více tělem mají rozložení hmotností na dolních končetinách spíše rovnoměrné. Pří nápřahu však přenášejí více váhy na pravou dolní končetinu. Celkovým rozhodujícím kritériem přenosu hmotnosti v pravo-levém směru je úhel, v kterém chce hráč míč odehrát. V strmějším úhlu přiblížení dochází v základním postavení k většímu zatížení na straně levé dolní končetiny (Gryc, 2008) Přenos hmotnosti těla V základním postavení (Obrázek 7) by hmotnost těla měla být rovnoměrně rozložená na obou nohách, více však na přední části chodidla. V okamžiku nápřahu přenáší váhu těla na pravou patu a přední část levého chodidla. Ve vrcholu nápřahu se levá noha zvedá ze země a váha se přenáší na pravou nohu v závislosti na velikosti rotace horní části trupu. Odborníci uvádí, že na pravé noze je až 60-80% hmotnosti, zatímco literatura profesionálních golfistů navrhuje spíše horní hranici 80%. Obrázek 7: Přenos hmotnosti při nápřahu (převzato z: Alliss, 2006) Švih k míči (Obrázek 8) začíná přenesením váhy těla na levou stranu, levou patu a tělo se tak dostává do rovnovážné polohy na levé patě a pravé špičce. Na konci švihu je rovnováha na levé patě a palci pravé nohy. (McHardy,Pollard, 2005; McHardy et al., 2006b; Allis, 2006). Dle Wirena (1990) jsou nejvýznamnějšími fázemi pro přenos hmotností v průběhu golfového švihu považovány základní postavení, vrchol nápřahu a impakt (kontakt hlavy hole s míčkem). 31

32 Obrázek 8: Přenos hmotnosti ve švihu k míči (převzato z: Alliss, 2006) Chyby v přenosu hmotnosti Přenos hmotnosti má v golfu velmi významný vliv na úspěšnost úderu. Dle Leadbettera (1996) se hráč může dopustit hned několika chyb při přenosu hmotnosti. K tým chybám, které Leadbetter (1996) uvádí ve své knize, patří opačný posun boků, nedokončená rotace trupu, opačný nebo dokonce nedostatečný přenos hmotnosti. Oblast boků slouží jako podpůrná složka při kvalitním švihu, kdy dochází k silné rotaci trupu. Jestliže je pohyb boků nedostatečný, hráč se snaží tělo posouvat ve směru nápřahu na pravou stranu se snahou přenést váhu k této straně. Důsledkem náklonu na pravou stranu je posun levého boku a hýždě na opačnou stranu s cílem optimálně dokončit nápřah. Trup a horní polovina těla jsou tak příliš daleko za oblastí dolních končetin. Správná rotace trupu má vliv na rychlost hlavy hole a následnou energii míčku. Rotace trupu je spojená i s aktivitou dolních končetin a přenosem hmotnosti. V případě, že rotace trupu neprobíhá souně s aktivitou boků a ramen, přechází tak veškerá práce na paže. Došvih je tak bohužel dokončen bez optimální síly, kdy hlava hole směrem k míči nezrychluje tak, jak by měla (Gryc, 2008; Leadbetter, 1996). 2.4 Golfový švih dle typu amputace Golfový švih u amputovaných pacientů je velice individuální. Každý se vyrovnává se svým handicapem různými způsoby. Jednou z nejdůležitějších věcí je 32