Der wachsende Anspruch der Patienten, bis ins hohe Alter mobil und sportlich zu bleiben, verdeutlicht die Notwendigkeit evidenzbasierter Empfehlungen zu Return To Sport (RTS) Entscheidungen.

RTS als Kontinuum im Rehabilitationsprozess

In den letzten Jahren wurde die Rückkehr zum Sport zu vordefinierten Zeitpunkten besprochen und angestrebt. Neuerdings wurde diese Vorstellung durch die Idee ersetzt, dass RTS kein zeitbasierter, sondern kriterienbasierter und schrittweiser Prozess im Genesungsverlauf ist, dessen Grundlage eine sichere und konsequente Rehabilitation bildet. So werden zu erreichende Faktoren mehr in den Fokus der rehabi­litativen Ziele gesetzt. Hierbei ist die Phase der postoperativen Frührehabilitation entscheidend für den Erfolg der langfristigen Genesung. Primäre Therapiemaßnahmen zielen darauf ab, Schmerzen und Gelenkergüsse zu minimieren, die Wundheilung zu fördern, die Gelenkbeweglichkeit wiederherzustellen und die umgebende Muskulatur zu aktivieren. Physiotherapie und angeleitetes Training gelten als integraler Bestandteil dieses Prozesses. In den späteren Phasen der Rehabili­tation folgen Funktionsziele, wie die Wiederherstellung der Muskelkraft, Ausdauer und Bewegungskoordination. Im zunehmenden Maße sollten moderne Methoden zur quantitativen Prüfung dieser Funktionsziele genutzt werden (Abb. 1a + 1b). Maßgeblich sind hier die Oberflächen-Elektromyografie zur Untersuchung der Muskelfunktion, die 3D Funktions-/Ganganalyse zur Überprüfung motorischer Abläufe rund um die TEP und die Kraftdiagnostik zu nennen. Sind Alltagsfunktionen gut möglich, sollten vorbereitende sportartspezifische Belastungen unter trainingstherapeutischer Anleitung erfolgen, um die Belastungstoleranz zu steigern und das Bewegungsvertrauen zu schaffen. 

Allgemeine Empfehlungen zu RTS nach Endoprothetik und prognostische Faktoren

Im Allgemeinen wird Patienten mit TEP die Teilnahme an körperlichen und sportlichen Aktivitäten empfohlen, um die knöcherne Integration der Prothese zu fördern [1]. Zudem verringert sportliche Aktivität das Risiko von Lockerungen, steigert die muskuläre Leistungsfähigkeit und mindert das kardiovaskuläre Risiko [2]. Sportarten werden je nach Intensität, Dauer und Häufigkeit mechanischer Belastungen in low-impact, moderate-impact und high-impact Sportarten eingeteilt [3]. Grundsätzlich wird die Wiederaufnahme von low-impact und moderate-impact Sportarten von Experten und Chirurgen befürwortet. Bei moderate-impact Sportarten wird die Vorerfahrung der Patienten mit der Technik der betreffenden Sportart als entscheidend betrachtet, um eine sichere Ausübung zu gewährleisten. Empfehlungen für Knieendoprothesen sind im Allgemeinen restriktiver als für Hüftendoprothesen. Bisher wurde von körperlich anspruchsvollen und hochintensiven Belastungen abgeraten, um das Risiko von Implantatverschleiß zu minimieren. Allerdings gibt es bisher keine Langzeitstudien, die eindeutig den Zusammenhang zwischen hochintensiven sportlichen Belastungen und vermehrter Abnutzung nachweisen [4, 5]. Daher gibt es derzeit keine einheitliche Empfehlung für die Wiederaufnahme von high-impact Sportarten für Patienten mit Endoprothesen. Allgemeine positiv-prognostische Faktoren für Patienten sind ein jüngeres Alter, ein niedriger BMI und das Fehlen weiterer Gelenkbeschwerden. Die individuelle Sporttechnik ist ebenfalls entscheidend für die Prothesenbelastung. Hier können ebenfalls biomechanische Analysen genutzt werden, um eine quantitative und sportartspezifische Erfassung von Bewegung und Belastung zu gewährleisten und unter Berücksichtigung individueller Faktoren wie Technik und Intensität im RTS Prozess zu prüfen.

Grundlagen der Belastungen und Belastbarkeit von Endoprothesen

Die Belastung und Belastbarkeit von Endoprothesen wird maßgeblich von vier verschiedenen Faktoren beeinflusst: dem Implantat-Design, der Operationstechnik, verschiedenen patientenbezogenen Faktoren wie auch der sportlichen Aktivität [6]. Es ist essenziell zu verstehen, dass die interne Mechanik einer TEP sowohl die Zielbewegung des Gelenks (Kinematik) als auch die von extern wirkenden Kräfte (Kinetik) innerhalb dieser Bewegungen verarbeiten muss. Bei Knieendoprothesen wurde beobachtet, dass veränderte antero-posteriore Translationen und Rotationsbewegungen im Tibiofemoralgelenk den Verschleiß des Implantats erhöhen und somit die Lebensdauer der Prothese verkürzen können [7]. Die Mechanik der Prothese variiert je nach Material und Design, abhängig der Gelenk­kongruenz, erhaltener Strukturen  (am Kniegelenk u. a. hinteres Kreuzband, Kniescheibe), der Kopplung der Prothesenelemente und des Inlays (mobile vs. fixed-bearing). Alternative Gleitpaarungen können die Lebensdauer und Funktion von Hüftgelenkprothesen bei jüngeren und aktiveren Menschen verbessern. Hier muss zwischen Oberflächen mit erhöhten Abriebraten, die zu aseptischen Lockerungen führen können, und Oberflächen mit einem höheren Frakturrisiko bei Stoßbelastungen in high-impact Sportarten abgewogen werden [8, 9]. Ein weiterer Einflussfaktor ist die Art der Fixierung der Prothese (u. a. zementiert oder zementfrei). Die Prothesenmechanik beeinflusst auch das Bewegungsausmaß des Gelenks, welches für geplante sportliche Belastungen relevant ist. Bei Knieendoprothesen kann die Flexionsfähigkeit ein begrenzender Faktor für bestimmte sportliche Belastungen, wie den Fersensitz im Yoga, sein. Auch die Ausrichtung des Kniegelenks in der Frontalebene ist für die Belastung und Widerstandsfähigkeit der Prothese von Bedeutung. Obwohl kein Unterschied zwischen mechanischer und kinematischer Gelenkausrichtung im Hinblick auf den Implantatverschleiß festgestellt wurde, deutet eine Abweichung von nur 3° in Varus- oder Valgusstellung auf eine veränderte Druckverteilung im medialen und lateralen Kompartiment hin [10]. Der chirurgische Zugang zum Gelenk kann zu vorübergehender oder langfristiger postoperativer Muskelschwäche führen, wie z. B. bei einem direkten lateralen Zugang über die Abduktoren zum Hüftgelenk [6]. Bei RTS-Entscheidungen sollten zusätzlich patientenspezifische Belastungsfaktoren wie Körpergewicht, Bandfunktion, Muskelstatus, individuelle Bewegungstechniken und Begleiterkrankungen berücksichtigt werden [11].

Return To Sport am Beispiel Golf

Nach einer Hüft- oder Knie-TEP ist die Rückkehr zum Golf als low-impact Sportart ein erreichbares Ziel. Postoperativ ist sogar mit einer Steigerung der Golfaktivität zu rechnen, verbunden mit einem leichten Anstieg des Handicaps [12]. Laut Literatur können 80 % aller Patienten wieder Golf spielen. 

Bei Hüftprothesen liegt die Erfolgsrate bei 90 %, im Durchschnitt 4,5 Monate nach der Operation. Bei Knieprothesen sind es 70 %, im Durchschnitt 3,8 Monate postoperativ. Laut Schätzungen spielen etwa 20 % aller Patienten mit Endoprothesen Golf [13]. Aufgrund der hohen Anzahl der Golfspielenden stellen biomechanische Kenntnisse über diese Sportart eine wichtige Säule innerhalb der RTS Entscheidungen nach TEP. Die physischen Anforderungen beim Golf betreffen die Bewegung auf dem Platz, insbesondere jedoch den Golfschwung. Während ersteres in der Regel gut funktioniert, kann der Golfschwung mit höheren Spitzenbelastungen verbunden sein und gilt daher weiterhin als herausfordernd. Ein voller Schwung mit hoher Geschwindigkeit sollte vorerst vermieden werden, um Torsionsbelastungen auf die Prothese zu minimieren [14]. Zu Beginn des Wiedereinstiegs stehen „Putten“ und leichtes „Chippen“ im Vordergrund, gefolgt von Eisenabschlägen vor Driverabschlägen. Die Dauer dieses Verzichts sollte individuell abgestimmt werden, unter Berücksichtigung der Prothesenverankerung, des Heilungsverlaufs und des Trainingszustands. Da ein voller Golfschwung für die meisten Patienten jedoch ein entscheidendes Kriterium für die Ausübung der Sportart ist, stellen die Auswahl geeigneter Golfschläger sowie die Anpassung der Schwungtechnik wichtige Schlüsselfaktoren dar, um langfristig geringe Belastungen auf die Prothese zu gewährleisten. Eine funktionelle Diagnostik mit Golfschwunganalyse gibt Aufschluss über die individuellen Fähigkeiten und die Schwung­­technik und unterstützt die Entscheidungsfindung zu einem langfristig gesunden RTS (Abb. 2).

Fallbeispiel

Eine 58-jährige Patientin, sechs Monate nach Knie-TEP links, erwünscht eine Funktionsanalyse mit Beurteilung ihrer Golfschwungtechnik. Das Ziel liegt auf einer schrittweisen Rückkehr zum intensiven Golfspiel mit Leistungssteigerung und der Überwindung noch funktioneller Einschränkungen. Die Golfsch­wung­analyse verdeutlicht eine erhöhte Rotationsbelastung am vorderen linken Kniegelenk zum Zeitpunkt des Balltreffpunktes, die es durch Änderung der Schwungtechnik zu korrigieren gilt. Zur Entlastung des linken Kniegelenks wurde ein vermehrter Einsatz des rechten Beins im Abschlag mit gesteigerter Gewichtsübernahme von rechts empfohlen. Auch die Kraftdiagnostik der Kniestreckmuskulatur zeigt noch auffällige Defizite im Vergleich zur gesunden Gegenseite. Zudem besteht beidseits ein Kraftdefizit zu sportspezifischen Referenzwerten (Abb. 3). Neben einer sukzessiven Steigerung der Abschlaggeschwindigkeit zur stufenweisen Belastungssteigerung und individuellen Technikanpassung wurde der Patientin ebenfalls ein begleitendes Krafttraining zum Ausgleich der Seitendifferenzen wie auch eine Steigerung der Kraft beidseits im Sinne der sportlichen Belastung empfohlen.

Literatur

1. Jones, DL (2011). A public health perspective on physical activity after total hip or knee arthroplasty for osteoarthritis. The Physician and sportsmedicine, 39(4), 70-79.
2. Cassel M, Brecht P, Günther KP, & Mayer F (2017). Endoprothesen und Sport. Dtsch Z Sportmed, 68, 38-42.
3. Vail TP, Mallon, W, Liebelt R (1996). Athletic Activities After Joint Arthroplasty. Sports Med Arthros Rev, 4(3), 298.
4. Lester D, Barber C, Sowers CB, Cyrus JW, Vap AR, Golladay GJ, & Patel NK (2022). Return to sport post-knee arthroplasty. Bone Jt Open, 3(3), 245-251.
5. Sowers CB, Carrero AC, Cyrus, JW, Ross JA, Golladay GJ, & Patel NK (2023). Return to sports after total hip arthroplasty: an umbrella review for consensus guidelines. The American Journal of Sports Medicine, 51(1), 271-278.
6. Thorey, F (2016). Return to sports after total hip arthroplasty. OUP, 6, 348-352.
7. Johnson TS, Laurent MP, Yao JQ, & Gilbertson LN (2001). The effect of displacement control input parameters on tibiofemoral prosthetic knee wear. Wear, 250(1-12), 222-226.
8. Jacobs CA, Christensen CP, Greenwald AS, McKellop H (2007). Clinical performance of highly cross-linked polyethylenes in total hip arthroplasty. J Bone Joint Surg Am, 89, 2779–2786.
9. Olyslaegers C, Defoort K, Simon JP, Vandenberghe L (2008). Wear in conventional and highly cross-linked polyethylene cups: a 5-year follow-up study. J Arthroplasty, 23, 489–494.
10. Werner FW, Ayers DC, Maletsky LP, & Rullkoetter PJ (2005). The effect of valgus/varus malalignment on load distribution in total knee replacements. Journal of biomechanics, 38(2), 349-355.
11. Dagneaux L, Bourlez J, Degeorge B, & Canovas F (2017). Return to sport after total or unicompartmental knee arthroplasty: an informative guide for residents to patients. EFORT Open Reviews, 2(12), 496-501.
12. Hoggett L, Frankland S, Ranson J, Nevill C, & Hughes P (2022). How does hip and knee arthroplasty affect golfer performance and what should be expected regarding return to play?. Bone & Joint Open, 3(6), 510-514.
13. Robinson PG, Williamson TR, Creighton AP, et al (2023). Rate and Timing of Return to Golf After Hip, Knee or Shoulder Arthroplasty: A systematic Review and Meta-analysis. Am J Sports Med, 51(6), 1644-1651.
14. Papaliodis DN, Photopoulos CD, Mehran N, Banffy MB, & Tibone JE (2017). Return to Golfing Activity After Joint Arthroplasty. Am J SportsMed, 45(1), 243-249.

Anatomische und funktionelle Beinlängendifferenzen

Es besteht keine einheitliche Definition für den Begriff „Beinlänge“ und somit auch nicht für die „Beinlängendifferenz“ (BLD). Man unterscheidet meist zwischen einer anatomischen BLD und einer funktionellen BLD [1, 2]. Strukturelle Dysbalancen der unteren Extremität (u. a. seitendifferente Knochenlängen, Z. n. Hüft-TEP) sind als Ursachen für anatomische BLD beschrieben. Die Prävalenz für milde anatomische BLD (< 10 mm Differenz) in der Bevölkerung liegt bei 90 % (Durchschnitt 5,2 mm). Eine seiten- oder geschlechtsspezifische Signifikanz der anatomischen BLD liegt nicht vor [1]. Funktionelle BLD werden als Asymmetrie der unteren Extremität bei Abwesenheit von strukturellen Längenunterschieden beschrieben. Eine klare und einheitliche Definition der funktionellen BLD ist in der Literatur jedoch nicht benannt. Im klinischen Alltag ist häufig ein Beckenschiefstand zu beobachten, der ein Bein kürzer wirken lässt. Mögliche Ursachen liegen in einseitigen Kontrakturen oder Funk­tionseinschränkungen der Gelenke, in Achsfehlstellungen und in myofaszialen Dysbalancen, insbesondere im Bereich der Lumbalmuskulatur und der Hüftmuskulatur. Die Untersuchung der BLD in belasteter, aufrechtstehender Haltung wird als klinisch relevant beurteilt, da dies der Funktion in vielen Beanspruchungen des alltäglichen Lebens entspricht. Im belasteten Stand ist häufig eine Kopplung funktioneller und anatomischer BLD zu beobachten [2].

Messmethoden

Zur Beurteilung der BLD finden verschiedene Verfahren in der Praxis Anwendung. Über die Bildgebung mit Röntgenaufnahmen oder CT-Scans kann in unbelasteter liegender Position die anatomische BLD exakt und valide gemessen werden [3]. Das Risiko von erhöhten Strahlenbelastungen und dem intensiven Kosten- und Zeitaufwand der bildgebenden Verfahren führen in der Praxis jedoch dazu, dass BLD häufig mithilfe klinischer Verfahren untersucht werden. Die relevantesten Methoden sind die „Tape-Measurement-Methode“ (TMM) und der „Block-Test“ (BT). Die TMM bestimmt die BLD über das Ausmessen des Abstands zwischen der Spina iliaca anterior superior des Beckens (SIAS) und dem Malleolus Medialis mit dem Maßband. Der TTM wird eine hohe Vergleichbarkeit mit CT-Scans in liegender Position bei gesunden Probanden attestiert [4]. Ein erhöhter BMI und muskuloskelettale Erkrankungen der Patienten können jedoch zu Einschränkungen in der Messgenauigkeit der TMM führen [5]. Eine höhere Reliabilität als die TMM zeigt die indirekte klinische Methode BT. In aufrechtstehender Position wird das kürzere Bein des Patienten mit Blöcken bekannter Höhe unterlegt, bis eine ausgeglichene Beckenstellung erreicht wird. Der BT erscheint vorteilhafter und misst simultan die anatomische und funktionelle BLD in klinisch relevanter Haltung. Zudem ist eine Differenzierung fixierter und flexibler Beckenschiefstellungen möglich. Durch die Einschätzung von Haltungsveränderungen alleine durch die subjektive Beurteilung des Untersuchers ist die Anfälligkeit für Fehler der Methode jedoch erhöht [6]. 

Im IFD Cologne wird die Vermessung der BLD mit einem Bodyscanner durchgeführt und gewährleistet ein hochauflösendes 3-dimensionales Bild des gesamten Körpers (Abb. 1). Objektive Daten zur Körperstatik, Umfangsdifferenzen der Extremitäten und Längenverhältnisse werden mithilfe anatomischer Landmarken erfasst. Die Unter­suchung wird in belasteter stehender Position durchgeführt. Einflussgrößen wie z. B. Verkürzungsausgleiche können ohne Veränderung der Fußposition millimetergenau in der Höhe variiert werden. Die Methode des Bodyscanners wird im IFD mit der TMM in liegender Position kombiniert.

Abb. 1 3D-Bodyscanner im IFD Cologne (VITUSsmart, Fi. Vitronic GmbH) a) Dreidimensionale Abbildung des Oberflächenreliefs eines Probanden. Anhand von anato­mischen Landmarken können u.a. SIAS Höhe, SIPS Höhe, Beinlängen, Schulterhöhe, Umfänge der Extremitäten wie auch der Wirbelsäulenverlauf bestimmt werden. Ein Höhenprofil (rechtes Bild) stellt zudem optisch über Farbgebung ein Tiefenrelief des Körpers dar. Dysbalancen der Körperhaltung werden hierdurch gut und schnell sichtbar. b) Vier Messsäulen mit acht hochauflösenden Kameras und Lasertechnologie analysieren die Körperhaltung des Probanden innerhalb von 10 Sekunden. Zwei zusätzlich integrierte präzise Stand­waagen bestimmen zudem die Körpergewichts­verteilung. Die Standflächen der Waagen sind in Höhe und Neigung jeweils links und rechts verstellbar.

Zusammenhänge im Leistungsfußball

Guer et al. (2017) beobachteten ana­tomische BLD in Zusammenhang mit der Schussbeinseite von Leistungsfußballern. Das Schussbein ist hierbei in 96 % der Fälle als das kürzere Bein beschrieben. Eine intensive sportliche Belastung bereits während der Wachstumsphase der Spieler hat zudem einen Einfluss auf anatomische BLD und lässt die Autoren vermuten, dass das knöcherne Längenwachstum aufgrund der repetitiven Belastung des Schussbeins verlangsamt ist. Im IFD Cologne werden innerhalb von Pre-Season Screenings Untersuchungen im Leistungsfußball (Profis, U19, U17) durchgeführt, welche mitunter auch Analysen der Körperstatik mittels Body­scanner beinhalten. Abb. 2 unterstützt die Zusammenhänge von Guer et al.: in 86 % der Fälle besteht eine BLD und ein Beckenschiefstand mit kürzerem Schussbein. Durch die Kombination verschiedener Funktionstests im IFD Cologne können zudem funktionelle Einflussgrößen auf die BLD festgestellt werden. Abb. 3 und 4 zeigen ein Fallbeispiel eines Spielers (Profi-Kader) mit BLD und deutlichen funktionellen Dysbalancen der Rumpfmuskulatur.

Muskuloskelettale Folgen von Beinlängendifferenzen

In der Literatur zeigen sich Unstimmigkeiten, welche Rolle BLD in Bezug auf muskuloskelettale Erkrankungen haben [8]. Die Studienlage ist zudem indifferent bezüglich anatomischen und funktionellen BLD sowie erworbenen und kongenitalen BLD [9]. Besonders in Bezug auf die multifaktorielle Kom­plexität der Entstehung von Rückenbeschwerden ist der Einfluss einer BLD schwer nachzuweisen und von der Stärke der Ausprägung der BLD abhängig [8, 10, 11]. Allgemein geht man davon aus, dass eine BLD von ca. 9 mm vorliegen müsse, um sich strukturell und postural auf die Lendenwirbelsäule auszuwirken [10]. Bei ca. 33 % der im IFD untersuchten Fußballer zeigt sich eine BLD von über 9 mm mit einem skoliotischen Verlauf der Wirbelsäule (Abb. 3a). Skoliotische Veränderungen treten häufig mit asymmetrischer neuromuskulärer Aktivierung und frühzeitiger Ermüdung der Mm. erector spinae und des M. quadratus lumborum sowie Asymmetrien der Rumpfkraft in Erscheinung und können die Prävalenz für lumbale Beschwerden erhöhen [10, 12 – 14]. Insbesondere bei Menschen mit erhöhter oder repetitiver Belastung, z. B. im Leistungssport, wird der Einfluss der BLD auf lumbale Beschwerden höher eingeschätzt [1]. Anatomische BLD begünstigen die Entstehung von Hüftpathologien des längeren Beins [9]. Zudem wird beschrieben, dass Leistenbeschwerden im Fußballsport mit BLD assoziiert sind und zu asymmetrischen Scherbelastungen der Schambeinsymphyse führen [15]. Im Leistungsfußball konnte ein gezieltes Training von individuellen Dysbalancen der Hüftmuskulatur zu einer Verbesserung der funktionellen BLD und der Beschwerde­situation beitragen [15]. 

Konservative Behandlungsstrategien

Das Bestehen einer BLD ist nicht zwingend therapie-bedürftig. Ein Ausgleich anatomischer BLD wird generell erst ab ca. 2 cm mittels orthopädietechnischem Verkürzungsausgleich empfohlen [11]. Im individuellen Fall kann ein Ausgleich auch bei geringeren BLD zur Entlastung empfohlen werden (Abb. 3 b). Da insbesondere milde BLD zu unterschiedlichen adaptiven neuromuskulären oder statischen und kinematischen Anpassungen führen, kann teilweise von Verkürzungsausgleichen abgeraten werden, da es sich auf die bereits bestehenden Anpassungen negativ auswirken würde [16]. Es sollte immer individuell in Abhängigkeit von Vorteilen und Risiken für den Patienten beurteilt werden, wobei ein vollständiger Ausgleich nicht empfohlen wird [2, 11]. Generell wird eine Therapie der funktionellen BLD vor der Behandlung einer anatomischen BLD empfohlen [2]. Dementsprechend kann auf Basis der Ergebnisse weiterer funktioneller Tests eine gezielte aktive Trainingstherapie erfolgen. Im Falle muskulärer Kraftdefizite der Rumpfmuskulatur oder zwischen Antagonisten weiterer am Becken ansetzenden Muskeln steht eine Wiederherstellung der muskulären Balance im Vordergrund (Abb. 4). Differenziertes Krafttraining eignet sich auch, um asymmetrische Muskelaktivierungen und neuromuskuläre Ermüdung zu verbessern. Da eine asymmetrische Kinematik der unteren Extremität und des Rumpfes aufgrund einer BLD im Gang oder Lauf (Ausgleichsstrategien) auch in Verbindung zu Erkrankungen der unteren Extremität stehen, kann mittels eines Trainings die Verbesserung der Funktionalität der Muskultur und Gelenke adressiert werden. Insbesondere im Leistungsfußball sollte mithilfe weiterer Tests funktionelle Asymmetrien aufgrund der sportartspezifischen Belastung untersucht und vorrangig therapiert werden.

Literatur

[1] Knutson, G. A. (2005). Anatomic and functional leg-length inequality: a review and recommendation for clinical decision-making. Part I, anatomic leg-length inequality: prevalence, magnitude, effects and clinical significance. Chiropractic & osteopathy, 13(1), 1-10.

[2] Knutson, G. A. (2005). Anatomic and functional leg-length inequality: A review and recommendation for clinical decision-making. Part II, the functional or unloaded leg-length asymmetry. Chiropractic & Osteopathy, 13(1), 1-6.

[3] Aaron, A., Weinstein, D., Thickman, D., & Eilert, R. (1992). Comparison of orthoroentgenography and computed tomography in the measurement of limb-length discrepancy. The Journal of bone and joint surgery. American volume, 74(6), 897-902.

[4] Jamaluddin, S., Sulaiman, A. R., Kamarul Imran, M., Juhara, H., Ezane, M. A., & Nordin, S. (2011). Reliability and accuracy of the tape measurement method with a nearest reading of 5 mm in the assessment of leg length discrepancy. Singapore medical journal, 52(9), 681.

[5] Farahmand, B., Takamjani, E. E., Yazdi, H. R., Saeedi, H., Kamali, M., & Cham, M. B. (2019). A systematic review on the validity and reliability of tape measurement method in leg length discrepancy. Medical Journal of the Islamic Republic of Iran, 33, 46.

[6] Alfuth, M., Fichter, P., & Knicker, A. (2021). Leg length discrepancy: A systematic review on the validity and reliability of clinical assessments and imaging diagnostics used in clinical practice. PloS one, 16(12), e0261457.

[7] Guer, J. L., Blanchard, S., Harnagea, M. C., Lopez, E., & Behr, M. (2017). Does intensive soccer playing during the growth period lead to leg length discrepancies?. Sports Medicine International Open, 1(05), E183-E187

[8] Gurney, B. (2002). Leg length discrepancy. Gait & posture, 15(2), 195-206.

[9] Gordon, J. E., & Davis, L. E. (2019). Leg length discrepancy: the natural history (and what do we really know). Journal of Pediatric Orthopaedics, 39, S10-S13.

[10] Kendall, J. C., Bird, A. R., & Azari, M. F. (2014). Foot posture, leg length discrepancy and low back pain–Their relationship and clinical management using foot orthoses–An overview. The Foot, 24(2), 75-80.

[11] Vogt, B., Gosheger, G., Wirth, T., Horn, J., & Rödl, R. (2020). Leg length discrepancy—treatment indications and strategies. Deutsches Ärzteblatt International, 117(24), 405.

[12] Knutson, G. A., & Owens, E. (2005). Erector spinae and quadratus lumborum muscle endurance tests and supine leg-length alignment asymmetry: an observational study. Journal of manipulative and physiological therapeutics, 28(8), 575-581.

[13] McIntire, K. L., Asher, M. A., Burton, D. C., & Liu, W. (2007). Trunk rotational strength asymmetry in adolescents with idiopathic scoliosis: an observational study. Scoliosis, 2(1), 1-9.

[14] López-Torres, O., Mon-López, D., Gomis-Marzá, C., Lorenzo, J., & Guadalupe-Grau, A. (2021). Effects of myofascial release or self-myofascial release and control position exercises on lower back pain in idiopathic scoliosis: A systematic review. Journal of Bodywork and Movement Therapies, 27, 16-25.

[15] Ludwig, O., & Kelm, J. (2016). Groin pain and muscular imbalance of quadriceps and hamstrings in an elite soccer player–A case study. Sportverletzung· Sportschaden, 30(03), 163-167.

[16] Khamis, S., & Carmeli, E. (2018). The effect of simulated leg length discrepancy on lower limb biomechanics during gait. Gait & posture, 61, 73-80.

Der Muskel-Sehnen-Komplex gilt hierbei als wichtigster Stoßdämpfer und absorbiert Kräfte (Gewichtskraft, Beschleunigungskraft), die über den Untergrund auf den Körper wirken. Diese sogenannten Bodenreaktionskräfte bestimmen wesentlich über die Belastungen der aktiven und passiven Strukturen des Bewegungsapparates. 

Die funktionelle Steifigkeit

Aus biomechanischer Sicht kann die untere Extremität in der Bewegungsanalyse wie eine Feder betrachtet werden. Die einwirkenden Bodenreaktionskräfte führen mit Beginn des Bodenkontakts zu einer Beugung von Sprung-, Knie- und Hüftgelenk. Die untere Ex­tremität wird wie eine Feder komprimiert und der Oberkörper senkt sich ab. Das Herabfallen des Körperschwerpunkts wird in der frühen Stützphase gebremst und auftretende Kräfte vornehmlich über muskuläre Leistung der Beine absorbiert. Der Deformations-Widerstand der unteren Extremität gegen diese auftretenden Kräfte wird als die vertikale Steifigkeit (engl.: vertical stiffness oder leg stiffness, Abb. 1a) beschrieben [1]. Über biomechanische Modelle kann sowohl die Steifigkeit der gesamten unteren Extremität als auch die Steifigkeit einzelner Gelenke (engl: dynamic joint stiffness, Abb. 1b) berechnet werden. Am Beispiel des Knie­gelenks wird dies über das Verhältnis von Winkeländerung der Flexion und der einwirkenden Flexionskraft (Drehmoment) definiert. Eine hohe sagittale Kniegelenksteifigkeit ist assoziiert mit geringen Kniebeugewinkeln. Die Bewegung des Gelenks wird über aktive (z. B. Quadrizepsmuskulatur) oder passive Strukturen gebremst. Wird das Kniegelenk bei gleichem Flexionsmoment in eine stärkere Beugung geführt, ist die funktionelle Steifigkeit des Gelenks niedriger. Methodisch kann die vertikale Steifigkeit verhältnismäßig leicht über Kraftmessplatten und Videoanalysen bestimmt werden. Hingegen ist die Evaluation der funktionellen Gelenksteifigkeit über komplexe 3D Motion Capture Methoden mit einem größeren technischen Aufwand verbunden (Abb. 2). Die Untersuchung der funktionellen Gelenksteifigkeit ist jedoch bei der Erforschung von Bewegungszusammenhängen und möglichen Ursachen von Überlastungssyndromen von Vorteil, da funktionelle Kompensationen einzelner Gelenke zur Belastung des ganzen Körpers beitragen. So können auch therapeutische Maßnahmen spezifischer abgeleitet werden. 

Verletzungsprophylaxe, Risikofaktoren und Performance

Die funktionelle Steifigkeit gewinnt in der biomechanischen Forschung zur Verletzungsprophylaxe als ein möglicher Risikofaktor von verschiedenen Überlastungsbeschwerden oder auch in Studien zur biomechanischen Leistungsfähigkeit vermehrte Aufmerksamkeit. So steht eine hohe funktionelle Steifigkeit in Verbindung mit einer besseren Performance im Sport und ist assoziiert mit einem Zuwachs an Sprunghöhe, Laufgeschwindigkeit und einer verbesserten Laufökonomie [2, 3]. Die Steifigkeit der unteren Extremität steigert die Nutzung elastischer Energie des Muskel-Sehnen-Komplexes. Die Fähigkeit, ein hohes Maß an Steifigkeit innerhalb der unteren Extremität umzusetzen ist daher in vielen sportlichen Aktivitäten, z. B. bei reaktiven Sprüngen oder schnellen Richtungswechseln, von Vorteil [4]. Auf der anderen Seite ist eine hohe funktionelle Gelenksteifigkeit mit einer erhöhten Kompression der Gelenke und einer schnellen Krafteinleitung verbunden. Dies kann die Entstehung von Stressfrakturen und Knorpelabnutzungen begünstigen. Bezogen auf das patellofemorale Gelenk konnte eine prospektive Studie mit Gonarthrose-­Patienten einen starken Zusammenhang zwischen einer erhöhten Kniegelenksteifigkeit im Gang und einem Fortschreiten der patellofemoralen Knorpelabnutzung bestätigen [5]. Eine hohe funktionelle Kniegelenksteifigkeit konnte insbesondere bei Gonarthrose-Patienten, nach Kniegelenksersatz, aber auch bei jungen Sportlern mit Verletzungen und operativen Rekonstruktionen des vorderen Kreuzbandes nachgewiesen werden [6, 7]. Letzteres ist insbesondere von klinischer Bedeutung, da eine erhöhte sagittale Kniegelenksteifigkeit als Risikofaktor für Kreuzband-Rupturen gilt [8, 9]. Reduzierte Steifigkeiten sind hingegen mit einem höheren Bewegungsumfang der Gelenke und einer höheren muskulären Beanspruchung verbunden. Dies kann zu Überlastungsbeschwerden des Muskel-Sehnen-Komplexes führen [3]. 

Aus diesen Erkenntnissen kann man schlussfolgern, dass die optimale Gelenksteifigkeit individuell ist und auf die jeweilige Bewegungsaktivität abgestimmt werden sollte. In der klinischen Praxis werden zur Beurteilung häufig Unterschiede der beiden Extremitäten betrachtet. Insbesondere in zyklischen Bewegungsformen wie Gehen oder Laufen ist der Seitenvergleich gut möglich, jedoch können bei standardisierten Gang- und Laufgeschwindigkeiten auch Referenzdaten zu einem Vergleich beitragen.

Funktionelle Kompensationsmechanismen

Die Gelenksteifigkeit wird durch das Zentralnervensystem ständig moduliert, um die Fortbewegung trotz wechselnder Bedingungen aufrechtzuerhalten [3]. Zudem beeinflussen weitere Faktoren das komplexe Zusammenspiel der neuromuskulären Funktionen und resultieren in höherer oder geringerer Gelenksteifigkeit. Unter anderem sind neuromuskuläre Inhibitionen oder Kraftdefizite der Quadrizepsmuskulatur mit einer erhöhten sagittalen Kniegelenksteifigkeit assoziiert. Die neuromuskulären Kompensationsmuster sind unterschiedlich, finden jedoch häufig über eine vermehrte Vor-Innervation der Mm. vasti oder einer Ko-Kontraktion der Antagonisten statt [6]. Die muskuläre Beanspruchung ist hierdurch individuell und kann über elektromyografische Analysen (EMG) sichtbar gemacht werden. Es gibt jedoch auch einen nachgewiesenen Zusammenhang der jeweiligen Gelenke zueinander. So führt eine erhöhte frontale und transversale Steifigkeit des Hüftgelenks – primär erzielt über die Glutealmuskulatur – zu einer reduzierten medialen Kniebewegung [10]. Der dynamische Knie-Valgus wird also über eine erhöhte Steifigkeit des proximalen Gelenks kontrolliert. Eine erhöhte sagittale Kniegelenksteifigkeit ist wiederum mit einer niedrigeren Gelenksteifigkeit des Hüftgelenks assoziiert [8]. Die muskuläre Stoßdämpfung über die Quadrizepsmuskulatur ist reduziert und wird kompensatorisch über die Glutealmuskulatur geleistet. Durch diese Kopplung der einzelnen Gelenksfunktionen zueinander wird eine gleichmäßige Absenkung des Körperschwerpunkts gewährleistet und die vertikale Steifigkeit der unteren Extremität im Ganzen bleibt erhalten.

Beispiel aus der Praxis

Ein Patient (43 Jahre, männlich) klagt über belastungsabhängige Beschwerden der rechten Glutealmuskulatur, die überwiegend bei längeren Laufeinheiten auftreten und seit ca. sechs Monaten andauern. Bisherige therapeutische Maßnahmen (Physiotherapie, Krafttraining der Glutealmuskulatur) brachten keine Besserung. Es besteht ein Zustand nach Kreuzband-Ruptur rechts. Die Verletzung des Kniegelenks liegt 1,5 Jahre zurück, hier besteht eine subjektiv gute Stabilität. Aufgrund der Beschwerden kommt der Patient zur biomechanischen Ursachenforschung mit 3D-­Bewegungsanalyse und Kraftdiagnostik ins IFD Cologne. Die Analyse zeigt in der Laufbewegung eine erhöhte funktionelle Steifigkeit des rechten Kniegelenks (Abb. 3) bei auffälligem Kraftdefizit der rechten Knieextensoren (–25 % im Seitenvergleich). Die maximale Beugung wie auch die stoßdämpfende Leistung des rechten Kniegelenks sind reduziert. Neuromuskulär besteht in der elektromyografischen Untersuchung eine verstärkte Ko-Kontraktion der ischiocruralen Muskelgruppe. Die Bodenreaktionskraft ist rechtsseitig nicht verändert, denn kompensatorisch besteht eine geringe funktionelle Steifigkeit des rechten Hüftgelenks in frontaler und transversaler Ebene. Durch eine verstärkte Adduktion und Innenrotation des Hüftgelenks, kann der Körperschwerpunkt trotz hoher Kniegelenksteifigkeit gleichmäßig abgesenkt werden. Aufgrund dieses Kompensationsmechanismus ist die stoßdämpfende Leistung des Hüftgelenks verstärkt und die muskuläre Beanspruchung der Gluteal­muskulatur erhöht. 

Trainingsempfehlungen 

Die Befunde der biomechanischen Analyse können gezielt in die Therapie überführt werden. Dabei orientieren sich die einzelnen Maßnahmen der Therapie an drei Parametern: der aktuellen Belastbarkeit des Patienten, seinen individuellen Zielen und den Faktoren aus der biomechanischen Diagnostik. Geht es um die erhöhte Kniegelenkssteifigkeit, kann über die Diagnostik der neuromuskulären Funktion individuell abgestimmt werden, ob im Falle eines Kraftdefizites der Quadrizepsmusku­latur ein gezieltes Krafttraining ausreicht, oder ob ein unterstützendes EMG-Biofeedback-Training (Abb. 4) zur Verbesserung der neuromuskulären Ansteuerung sinnvoll ist. Dieses Training kann genutzt werden, um die Ko-Kontraktion der ischiocruralen Muskulatur schnell und effektiv zu adressieren. Über Elektroden erhält der Patient live ein Feedback aus der Muskulatur: Ist der Muskel in bestimmten Belastungssituationen an oder aus? Durch die Visualisierung der Muskelaktivität kann der Patient sofort sehen, ob er eine Übung richtig durchführt oder weiterhin in seinem Kompensationsmuster arbeitet. Weiterführend ist gerade bei Veränderungen in der Kinematik ein funktionelles Training essentiell. Dies ist u. a. der Fall, wenn die erhöhte Kniegelenkssteifigkeit – wie im obigen Beispiel – ursächlich zu einer vermehrten Beanspruchung der Glutealmuskulatur führt. Im funktionellen Training wird der Fokus darauf gelegt, in verschiedenen Belastungssituationen die muskulär geführte Kniebeugung zu verbessern und gleichzeitig die Beckenbewegung in der Frontalebene zu reduzieren. Dabei ist das Ziel, die Bewegungskoordination auch in sportartspezifischen Belastungen zu verbessern. Durch die Ergebnisse der biomechanischen Analyse können die hier beschriebenen Maßnahmen genau auf die individuelle Situation zugeschnitten werden. 

Literatur

[1] Farley C.T., Houdijk H., Van Strien C. & Louie M.“Mechanism of leg stiffness adjustment for hopping on surfaces of different stiffnesses.“ Journal of Applied Physiology. 85.3 (1998): 1044 – 1055.

[2] Butler, R. J., Harrison P. &  McClay Davis, I. “Lower extremity stiffness: implications for performance and injury.” Clinical biomechanics, 18.6 (2003): 511 – 517.

[3] Brazier, J., Maloney, S. & Bishop, C. „Lower extremity stiffness: Effects on performance and injury and implications for training.“ Strength & Conditioning Journal, 36.5 (2014): 103-112.

[4] Maloney, S. J. & Fletcher, I. M.“ Lower limb stiffness testing in athletic performance: a critical review.“ Sports biomechanics.

[5] Chang, A. H., Chmiel, J.S., Almogar, O., et al. „Association of baseline knee sagittal dynamic joint stiffness during gait and 2-year patellofemoral cartilage damage worsening in knee osteoarthritis.“ Osteoarthritis and cartilage, 25.2 (2017): 242-248.

[6] Lewek, M., Rudolph, K., Axe, M., & Snyder-Mackler, L. „The effect of insufficient quadriceps strength on gait after anterior cruciate ligament reconstruction.“ Clinical biomechanics, 17.1 (2002): 56-63.

[7] Dixon, S. J., Hinman, R. S., Creaby, M. W., et al. „Knee joint stiffness during walking in knee osteoarthritis.“ Arthritis Care & Research, 62.1 (2010): 38-44.

[8] Pollard, C.D., Susan M.S. & Powers, M.C. „Limited hip and knee flexion during landing is associated with increased frontal plane knee motion and moments.“ Clinical biomechanics 25.2 (2010): 142-146.

[9] Leppänen, M., . „Stiff landings are associated with increased ACL injury risk in young female basketball and floorball players.“ The American journal of sports medicine 45.2 (2017): 386-393.

[10] Cannon, J., Cambridge, E. & McGill, S.M. „Anterior cruciate ligament injury mechanism and the kinetic chain linkage: the effect of proximal joint stiffness an distal knee control during bilateral landings.“ Journal of Orthopaedic and Sports Physical Therapy, 49.8 (2019): 601-610.

[11] Kulmala, J.P., Kosonen, J., Nurminen, J. & Avela, J.“ Running in highly cushioned shoes increases leg stiffness and amplifies impact loading.“ Scientific Reports, 8.1 (2018): 1-7.