Quantifizierung der Belastungen des Muskel-Band-Apparats im Schultergelenk von Speerwerfern

Verletzungen der oberen Extremitäten sind in Wurfsportarten einer der häufigsten Ausfallgründe. Während im Baseball Schulterverletzungen mit 12–19 % die häufigste Verletzungsursache ausmachen [10, 26], beträgt der Anteil im Handball noch 9,8 %, wobei diese Sportler überdurchschnittlich oft durch lange Ausfallzeiten (> 21 Tage) betroffen sind [18]. Für die leichtathletischen Würfe bzw. den Speerwurf sind zwar die unteren Extremitäten, wie auch im Handball, häufiger von Verletzungen betroffen, jedoch entfallen ca. 7 % der Verletzungen auf das Schultergelenk [5]. Langfristig erleiden ca. 75 % der Werfer im Karriereverlauf eine oder mehrere akute Schulterverletzungen, wobei es sich bei 40 % um schwere Verletzungen (Ausfallzeit > 28 Tage) handelt [7]. Durch die langjährige, hoch intensive Belastung des Schulterkomplexes kommt es außerdem zu langfristigen Schädigungen, die auch nach dem Ende der sportlichen Karriere zu Einschränkungen führen bzw. die normale Degeneration der Rotatorenmanschette beschleunigen [25, 28]. Dabei sind nicht nur akute Verletzungen problematisch. Bereits bei 70 % der Nachwuchsathleten sind morphologische Veränderungen der Schulter zu beobachten, obwohl es sich um asymptomatische Sportler handelt [3].

Die Höhe der Belastung wird stark durch die sportartspezifischen Anforderungen determiniert. Dabei spielen die Größe der Abwurfgeschwindigkeit, die Übertragung der Energie aus vorbereitenden Phasen auf das Wurfgerät sowie die optimale Koordination von Teilkörperbewegungen unter Ausnutzung der Trägheit von Körpersegmenten sowie zeitliche und räumliche Zwänge eine entscheidende Rolle [2, 19].

Die hohen und durch die Anzahl der Würfe stark repetitiven Belastungen führen zu einer Vielzahl von unterschiedlichen Verletzungs- und Beschwerdebildern. Tab. 1 führt die häufigsten überkopfsportspezifischen Schulterpathologien auf.

Obwohl über die Belastungs‑/Beanspruchungssituation und die Verletzungen v. a. auch durch die Untersuchungen aus dem Baseball bereits relativ viele Ergebnisse vorliegen, ist unklar, welche Unterschiede durch die Spezifik anderer Schlagwurfbewegungen entstehen und welche Verletzungsmechanismen damit erklärt werden können. Ziel der Untersuchung war es deshalb, die vollständige Kinematik und Kinetik der Schulterbewegung im Speerwurf zu erfassen, um somit die Belastung der Schulter genauer zu beschreiben und Verletzungsrisiken zu identifizieren.

An den Untersuchungen nahmen 10 männliche Kaderathleten (22,6 ± 3,4 Jahre; 1,88 ± 0,07 m; 92,8 ± 10,8 kg) des Deutschen Leichtathletikverbands teil. Alle Studienteilnehmer waren zum Zeitpunkt der Datenaufnahme frei von Verletzungen und gesundheitlichen Einschränkungen. Die Studie wurde in Übereinstimmung mit den Grundsätzen der Deklaration von Helsinki in ihrer aktuellen Fassung durchgeführt und von der lokalen Ethikkommission genehmigt (462/18-EK). Alle Teilnehmer wurden vor den Untersuchungen zu Risiken, Ablauf und Nutzen aufgeklärt und eine Einverständniserklärung eingeholt. Die Teilnahme an der Studie erfolgte freiwillig.

Nach einer individuellen Vorbereitung erfolgte die Präparation der Teilnehmer mit 18 reflektierenden Markern (Abb. 1). Die Hauptphase der Wurfbewegungen der Sportler wurden mit einem Infrarotkamerasystem (Qualisys AB, Göteborg, Schweden) bestehend aus 12 Infrarot- (Oqus 7+) und 2 Videokameras (Oqus 210c) erfasst. Die Kameras operierten dabei mit 250 Hz (infrarot) bzw. 125 Hz (Video). Die Sportler absolvierten im Anschluss mindestens 3 Würfe aus ihrem bevorzugten Anlauf, wobei das Augenmerk darauf lag, die höchstmögliche Abwurfgeschwindigkeit (v₀) des Speeres zu generieren. Aus den aufgezeichneten Versuchen eines Probanden wurde jeweils der Versuch mit der höchsten v₀ für die weitergehende Analyse ausgewählt. Nach einer vorhergehenden Residuenanalyse [29] erfolgte die Glättung der dreidimensionalen (3D-)Koordinaten jedes Markers mit den individuell optimalen Filterfrequenzen und einem Zero-lag-Butterworth-Filter 4. Ordnung. Damit wurde anschließend ein Körpermodell in Anlehnung an Roach und Lieberman [22], bestehend aus der wurfarmseitigen Hand, Unterarm, Oberarm, Thorax und Abdomen gespeist, um die Kinematik der Gelenke zu berechnen. Hierfür konnte die Modellierungsumgebung Visual 3D (C-Motion Inc., Germantown, MD, USA) genutzt werden. Mit Hilfe der Kinematik und den Trägheitsdaten der Segmente von De Leva [16] erfolgte im Anschluss die Berechnung der Gelenkkinetik unter Zuhilfenahme der Newton-Euler-Bewegungsgleichungen. Alle Kräfte und Momente wurden als interne Kräfte/Momente berechnet. Um eine bessere Interpretierbarkeit der Daten zu gewährleisten, wurden alle Daten in ein Gelenkkoordinatensystem transformiert [12].

Aus den so berechneten Verläufen erfolgte die Extraktion der maximalen Momente und Winkelgeschwindigkeiten für die Bewegungsrichtungen der Innenrotation (Ir), der horizontalen Flexion (hFlex) und der Abduktion (Abd). Zusätzlich dazu wurden die Bewegungsamplituden auf der Basis der maximal erreichten Gelenkwinkel in der Außenrotation (Ar) und horizontalen Extension (hExt) parametrisiert. Da in der Bewegungsebene der Add‑/Abduktion keine maximalen Amplituden erreicht werden, erfolgte nur die Erfassung der kleinsten Ausprägung. Um weiterhin Aussagen über die perspektivischen Anforderungen bei höheren Abwurfgeschwindigkeiten zu bestimmen bzw. den Zusammenhang mit der Abwurfgeschwindigkeit zu ermitteln, wurden für die Winkel, Winkelgeschwindigkeiten und die Gelenkmomente der Zusammenhang zur Abwurfgeschwindigkeit in Form einer Korrelationsanalyse nach Pearson geprüft und im Fall eines signifikanten Zusammenhangs eine Regressionsanalyse durchgeführt. Für die Korrelation wurde zusätzlich das 95 %-Konfidenzintervall (95 %-KI) berechnet. Da die Gelenkmomente im großen Maß durch die Körpermaße (KM) und die Körperhöhe (KH) beeinflusst sind, wurde die Korrelations- und Regressionsanalyse für Momente durchgeführt, die anhand des Produkts aus K und KM normalisiert wurden [20]. Das Signifikanzniveau wurde vorab auf α = 0,05 festgesetzt.

Im Mittel erreichten die Sportler eine Abwurfgeschwindigkeit (v₀) von 23,29 ± 2,17 ms⁻¹. Tab. 2 zeigt die maximal ermittelten Gelenkwinkelamplituden. Für diese konnten keine Zusammenhänge zur v₀ ermittelt werden. Die ermittelten Gelenkwinkelgeschwindigkeiten bewegen sich zwischen 4071,47 ± 360,65 °/s und 445,01 ± 96,77 /s, abhängig von der Bewegungsebene, wobei sich auch innerhalb der Bewegungsebenen z. T. deutliche Unterschiede ergeben (Tab. 3). Weiterhin konnte für die ermittelte maximale Innenrotationsgeschwindigkeit ein signifikanter Zusammenhang zur Abwurfgeschwindigkeit ermittelt werden: Mit zunehmender Abwurfgeschwindigkeit nimmt auch die maximale Innenrotationgeschwindigkeit zu. Beispielhafte Verläufe der Winkelgeschwindigkeiten der unterschiedlichen Bewegungsebenen zeigt Abb. 2a. Während die maximalen Winkelgeschwindigkeiten der Abduktion und der horizontalen Flexion noch vor dem Abwurf erreicht werden, steigt die Winkelgeschwindigkeit in der Innenrotation bis zum Abwurf weiter an, das Maximum wird erst nach dem Abwurf erreicht.

Für die auftretenden Gelenkmomente zeigen sich ebenfalls Unterschiede zwischen den Bewegungsebenen (Tab. 4). Abb. 2b zeigt beispielhaft den Verlauf der Gelenkmomente in den unterschiedlichen Bewegungsebenen, wobei zusätzlich die entsprechenden Kontraktionsformen der Muskulatur eingezeichnet sind. Für das maximale Innenrotationsmoment konnte weiterhin ein Zusammenhang zur Abwurfgeschwindigkeit ermittelt werden: Mit steigender Abwurfgeschwindigkeit steigt auch das Innenrotationsmoment. Die maximalen Momente in den unterschiedlichen Bewegungsrichtungen werden jeweils am Bewegungsumkehrpunkt erreicht, wobei bis zu diesem Zeitpunkt das Gelenkmoment durch eine exzentrische Arbeitsweise aufgebracht wird (Abb. 3).

Mit der in der vorliegenden Untersuchung erreichten Abwurfgeschwindigkeit ordnen sich die Sportler unterhalb von Wettkampfanalysen ein. Die Auswertungen verschiedener Weltmeisterschaften haben gezeigt, dass im Hochleistungsbereich Abwurfgeschwindigkeiten von > 30 ms⁻¹ erreicht werden können [15, 19]. Noch höhere Abwurfgeschwindigkeiten (40 ms⁻¹) werden im Baseball erreicht [6]. Entsprechende Unterschiede lassen sich auch in den Ausprägungen der Winkel und Winkelgeschwindigkeiten finden. Während die horizontale Extension im Baseball einen ähnlichen Wert annimmt (im Mittel 21 ± 12°–27 ± 10°), zeigen sich deutliche Unterschiede in der Außenrotation. Hier wurden in der Vergangenheit Werte bis zu 185 ± 10° berichtet [8]. Während sich die horizontale Flexion noch innerhalb der Beweglichkeitsgrenzen (40–50°) bewegt, ist die Bewegungsamplitude in der Außenrotation auf das Doppelte der Bewegungsreichweite nach Neutral-Null-Methode (70°) erhöht [24].

Auch die Winkelgeschwindigkeiten zeigen sich gegenüber den Werten aus dem Baseball verringert. Während den Autoren im Baseball keine Werte zur horizontalen Flexion bekannt sind, wurden in der Innenrotation Werte von bis zu 8000°/s berichtet [8]. Obwohl sich die bisherigen Werte vermindert gegenüber dem Baseball gezeigt haben, liegt die Gelenkbelastung darüber. Für die horizontale Flexion werden im Baseball mittlere Werte bis 110 Nm berichtet, für die Innenrotation bis 98 Nm [9, 11].

Die Unterschiede in den Ausprägungen der Merkmale sind dabei auf unterschiedliche Faktoren zurückzuführen. Zum einen spielt die Gerätemasse und Form eine entscheidende Rolle. Der Speer ist mit seinen rund ca. 800 g deutlich schwerer als ein Baseball (ca. 145 g) und besitzt durch seine Länge von ca. 2,6 m zusätzlich ein verändertes Massenträgheitsmoment. Zum anderen ist zu bedenken, dass die Speerwerfer durch den Anlauf eine höhere Eingangs- bzw. Anfangsgeschwindigkeit besitzen als die Baseballspieler. Durch die vergrößerte Trägheit, verbunden mit den technischen Anforderungen, die Teilkörperbewegungen nacheinander zu initiieren, verbleibt der Arm samt Gerät hinter dem Oberkörper zurück, wodurch der Arm in eine Stellung aus Außenrotation und horizontaler Extension gedrückt wird [23]. Durch die größere Masse des Geräts werden jedoch deutlich höhere Anforderungen an die Sicherung des Schultergelenks gestellt, wie sich in den erhöhten Gelenkmomenten zeigt, gleichzeitig vermindern die verstärkten Sicherungsmechanismen durch eine Erhöhung der Muskelspannung eine höhere Außenrotation, wie sie im Baseball zu finden ist.

Es ist jedoch gleichzeitig zu erwarten, dass durch die gefundenen Zusammenhänge zwischen dem Innenrotationsmoment und der Abwurfgeschwindigkeit eine weitere Erhöhung der Gelenkmomente im Wettkampf zu erwarten ist. Für einen 100-kg-Sportler von 1,9 m Körpergröße, der eine Abwurfgeschwindigkeit von 30 ms⁻¹ erreicht (ca. 90 m), sind ca. 150°Nm an Belastung erwartbar. Aus Leistungssicht sind somit die gestellten Anforderungen aus extremen Gelenkamplituden und zugehörigen hohen Gelenkmomenten, auch als „throwers paradox“ bekannt, unerlässlich [28].

Wie neuere Untersuchungen aus dem Baseball zeigen, trägt die Phase der exzentrischen Außenrotation maßgeblich zur Beschleunigung des Geräts bei [1]. Eine verminderte Schulterstabilität ist somit nicht nur ein Gefahrenpotenzial für Verletzungen, sondern darüber hinaus auch leistungslimitierend. Die Sportler müssen daher im Training dazu befähigt werden, bei einer extremen Außenrotation hohe Kräfte zu generieren, wodurch zum einen ein hohes Maß an Energietransfer sichergestellt wird und zum anderen die Stabilität des Gelenks gewährleistet werden kann [14]. Dabei ist jedoch zu beachten, dass die Muskulatur einer exzentrischen Arbeitsweise unterliegt.

Neben den Anforderungen in der Beschleunigungsphase werden auch an das Abbremsen der Wurfbewegungen extreme Anforderungen gestellt. Die erreichten Innenrotationsgeschwindigkeiten müssen im Zug der Bremsphase abgefangen werden. Auch hierbei ist die vorrangige Arbeitsweise exzentrisch. Es ist zu erwarten, dass mit steigender Leistungsfähigkeit auch höhere Winkelgeschwindigkeiten erreicht werden, wie es die Zusammenhangsanalyse gezeigt hat. Es muss somit genügend Weg zur Verfügung stehen, um die Winkelgeschwindigkeit zu verringern, da sonst entweder die Anforderungen an die abfangende Muskulatur steigen oder bei deren verminderter Leistungsfähigkeit ein Abfangen über die passiven Strukturen erfolgt.

Während der Abbremsbewegung treten insgesamt die größten Kräfte im Schultergelenk auf. Durch exzentrische Kontraktion der Schultermuskeln, besonders der Rotatorenmanschette, des M. deltoideus und der Rumpfmuskulatur, stehen diese unter enormem Dehnungsstress. Diese Erkenntnis ist insbesondere für Überkopfsportler mit Innenrotationsdefizit relevant. Das sog. glenohumerale Innenrotationsdefizit (GIRD) wird auf eine Kontraktur der dorsalen muskulokapsulären Weichteile und mit einer daraus folgenden Verschiebung, dem glenohumeralen Kontaktpunkt, nach posterokranial zurückgeführt [4]. Die adaptiven Vorgänge verlaufen meist asymptomatisch und bleiben primär naturgemäß unbehandelt. Das „totale ROM concept“ beschreibt hierbei einen physiologischen Zustand für den individuellen Sportler bei seitengleichem Gesamtausmaß der Rotationsfähigkeit. Seitendifferenzen > 20° im Rotationsgesamtsektor werden als pathologisch und somit behandlungsbedürftig angesehen [21].

Vor dem Hintergrund der hier dargestellten Ergebnisse scheint die einwirkende Kraft auf den verkürzten Bremsweg einen relevanten Einfluss auf die werferschulterspezifischen Pathologien zu haben, wobei der Übergang einer physiologisch adaptierten Werferschulter zu einer therapiebedürftigen pathologischen Werferschulter meist fließend ist.

Die Untersuchungen an den Sportlern wurden 2 Monate vor Beginn der Wettkampfsaison durchgeführt, die Abwurfgeschwindigkeiten, die Bewegungsstruktur und auch die Belastungssituation sind somit mit Annäherung an den Wettkampfhöhepunkt noch Veränderungen unterworfen. Es ist davon auszugehen, dass sich v. a. die Belastungssituation während der fortschreitenden Saison nochmals verändert.

Weiterhin müssen für die Modellierung der Belastung Annahmen getroffen werden, die v. a. die berechneten Belastungen beeinflussen können. So werden Weichteilbewegungen nicht berücksichtigt, da die Körpersegmente als starre Körper angenommen werden. Die verwendeten Trägheitseigenschaften der Segmente sind zusätzlich als Fehlerpotenzial zu betrachten, da hier nicht die individuellen anthropometrischen Eigenschaften der Sportler berücksichtigt werden und es sich somit um eher generalisierte Werte handelt [27].