raziskovalna dejavnost 181 Case study: effects of crank length on biomechanical characteristics during cycling Abstract To date, studies were primary focused on crank length impact on metabolic efficiency and kinematics of cycling with emphasis to joint range of motion, crank angular velocity and crank power. The purpose of this study was to examine the effects of crank arm length on cycling biomechanics at different workloads. Cycling efficiency and joint forces and torques of the lower extremity were monitored as well as potential biomechanical characteristics of cycling to the occurrence of overuse injuries in the lower extremity joints. Two well trained cyclists volunteered for the study. They cycled on an indoor ergometer twice for one minute at 175 and 225 W. Sessions were performed using crank arm length of 160 mm and 172 mm. The net joint forces, joint power, crank torque, resultant and effective force on the pedals, index of effectiveness, pedal forces, patellofemoral force, tibiofemoral force and knee angle were calculated. Results showed that shorter crank reduce loads of internal and external knee torque in transverse plain as well as varus and valgus torque in sagittal plain. Also, hip shear forces and patellofemoral forces were reduced by 10 % using shorter crank. Cycling effectiveness wasn’t affected by crank arm length. Keywords: cycling, biomechanics, crank arm, injury, efficiency Izvleček V dosedanjih študijah je bil raziskan vpliv dolžine gonil- ke na metabolično učinkovitost in kinematiko kolesarje- nja, pri čemer so opazovali obseg giba v sklepih, kotno hitrost gonilke in moč na gonilki. V tej študiji primera smo raziskali vpliv dolžine gonilke na biomehaniko kole- sarjenja pri različnih obremenitvah. Zanimal nas je vpliv dolžine gonilke na učinkovitost kolesarjenja ter poten- cialne biomehanske lastnosti kolesarjenja na nastanek poškodb v sklepih spodnjih okončin zaradi prekomerne obrabe. V raziskavi sta sodelovala dobro trenirana kole- sarja. Kolesarila sta dvakrat po eno minuto na 175 W in 225 W, z dolžino gonilke 160 mm in 172 mm. Po meritvah smo izračunali neto sklepne sile in moč v gležnju, kolenu in kolku, izračunali smo navor na gonilki, skupno in učin- kovito silo na pedalu, indeks učinkovitosti, sile na peda- lu, patelofemoralno in tibiofemoralno silo ter kot kole- na v iztegu. Rezultati so pokazali, da sta navora v smeri notranje in zunanje rotacije v prečni ravnini in navora v smeri odmika in primika goleni v čelni ravnini manjša pri krajši gonilki, pri čemer se strižna sila v kolku in kompre- sijska patelofemoralna sila pri daljši gonilki povečata za 10 %. Ne glede na dolžino gonilke se je učinkovitost ko- lesarjenja spremenila neznatno. Ključne besede: kolesarstvo, biomehanika, gonilka, poškod- be, učinkovitost Peter Kozlovič, Nejc Šarabon, Borut Fonda Študija primera: vpliv dolžine gonilke na biomehanske lastnosti kolesarjenja 182 Uvod V zadnjih letih se vse bolj omenja vpliv dolžine gonilke na učinkovitost in biome- hanske lastnosti kolesarjenja. V preteklih študijah so bile raziskane spremembe v kinematiki spodnjih okončin in moč na go- nilki ter sklepna moč (Barratt idr., 2011; Fer- rer-Roca idr., 2017; MacDermid in Edwards, 2010; Martin in Spirduso, 2001; Mileva in Turner, 2003). Pri daljši gonilki se je pove- čal obseg giba in največji kot kolena med upogibom (Ferrer-Roca idr., 2017; Mileva in Turner, 2003), medtem ko se je pri daljši go- nilki kot v gležnju povečal neznatno, brez statistično značilne razlike (Mileva in Turner, 2003). Posledica daljše gonilke in večjega obsega giba se je kazala v večji kotni hitro- sti sklepov med upogibom in iztegom ko- lena (Mileva in Turner, 2003). Medtem ko je dolžina gonilke vplivala na kinematiko spo- dnjih okončin, te spremembe niso vplivale na bruto metabolično učinkovitost, saj se ta ni statistično značilno spremenila (Ferrer- -Roca idr., 2017). Bini in sodelavci (2013) so raziskali, kako položaj telesa na sedežu v bočni ravnini (naprej/nazaj) vpliva na obremenitve v kolenu. Pri sedenju naprej v primerjavi s sedenjem nazaj se je pri položaju gonilke 90° kot kolena med upogibom povečal za 22 %, medtem ko se je pri položaju gonilke 180° kot kolena med upogibom povečal za 36 %. Tibiofemoralna strižna sila se je pri se- denju nazaj povečala za 26 % v primerjavi s sedenjem naprej, medtem ko se kompre- sijski patelofemoralni in tibiofemoralni sili nista statistično značilno spreminjali (Bini in dr., 2013). Menard in sodelavci (2020) so spreminjali horizontalni položaj sedeža (naprej/nazaj), pri čemer so opazovali sile v kolenu. Kompresijska patelofemoralna sila se ni statistično značilno spremenila, medtem ko se je povprečna tibiofemoral- na kompresijska sila povečala za 14 % in najvišja tibiofemoralna kompresijska sila za 15 %. Predvidevajo, da položaj sedeža z drugimi parametri, kot sta dolžina gonilke ali položaj stopala na pedalu, lahko vpli- vajo na kompresijsko patelofemoralno silo in strižno ter kompresijsko tibiofemoralno silo. Za boljše razumevanje mehanizmov delovanja sil v kolenskem sklepu predlaga- jo dodatne raziskave z upoštevanjem prej omenjenih parametrov (Menard idr., 2020). V nedavni študiji so Gatti in sodelavci (2021) opazovali vpliv kinematike gležnja, kolena in kolka na tibiofemoralno in patelofemo- ralno sklepno reakcijsko silo pri zdravih posameznikih. Sekundarni namen študije je bil preučiti vpliv spola, horizontalnega položaja sedeža in dolžine gonilke na skle- pne reakcijske sile. Primerjali so 18 različnih pogojev. Začetna nastavitev je bila nareje- na po komercialni nastavitvi kolesa (bike- -fitting) z dolžino gonilke od 172,5 mm. Od začetne nastavitve so sedež spreminjali za +/– 10 % po višini in horizontalnem polo- žaju ter dolžino gonilke za +/– 2,5 mm od začetne nastavitve. Ugotavljajo, da je na skupno patelofemoralno sklepno reakcijsko silo vplivala sprememba v kinematiki kolka, kolena in gležnja, medtem ko te spremem- be niso vplivale na tibiofemoralno sklepno reakcijsko silo. Spremembe kota kolena med upogibom so imele neznaten vpliv na sklepne reakcijske sile. Dolžina gonilke prav tako ni vplivala na sklepne reakcijske sile (Gatti idr., 2021). Kolesarsko moč proizvajajo predvsem miši- ce, ki obsegajo kolčni, kolenski in gleženjski sklep. Te sklepne moči so lahko določene s standardnimi tehnikami inverzne dinamike in omogočajo vpogled v gibalne strategije, ki niso opazne pri opazovanju moči, proi- zvedene na gonilki (Broker in Gregor, 1994; Martin in Brown, 2009). Broker in Gregor (1994) sta opazovala mišične moči v sklepih pri submaksimalnem kolesarjenju. Mišična moč v kolenu je prispevala 72 %, mišična moč gležnja 12 % in mišična moč kolka 9 % skupne moči na gonilki (Broker in Gre- gor, 1994), medtem ko je pri kolesarjenju z največjo močjo mišična moč v kolku bila približno dvakrat večja kot mišična moč v kolenu (Martin in Brown, 2009). Avtorju te naloge ni znano, da bi primer- jali vpliv dolžine gonilke na efektivno silo in indeks učinkovitosti med kolesarjenjem. Efektivna sila je sila, ki je pravokotna na go- nilko (Fonda in Šarabon, 2010). Namen te študije primera je primerjava neto sklepnih sil in navorov, sklepne moči, efektivne sile, sile rezultante, indeksa učin- kovitosti, navora in moči na gonilki, tibiofe- moralne kompresijske in strižne sile ter pa- telofemoralne sile med dvema različnima dolžinama gonilke. „ Metode Protokol V raziskavi sta prostovoljno sodelovala dobro trenirana rekreativna kolesarja. Pov- prečno sta bila stara 28,5 ± 3 leta, težka 73 ± 10 kg in visoka 178 ± 1,1 cm. Uporabljala sta lastno kolo, vpeto na kolesarski ergo- meter z neposrednim pogonom (Elite Dri- vo, Treviso, Italija), ki omogoča namestitev konstantne izhodne moči. Preiskovanca sta uporabljala pedale na vpetje. Po namestitvi markerjev je sledilo petmi- nutno ogrevanje pri 100 W. Sledila je faza kalibracije, v kateri je preiskovanec deset sekund ohranjal položaj, pri čemer je imel desno nogo iztegnjeno (gonilka je bila v spodnji mrtvi točki). Po kalibraciji se je za- čela meritev, v kateri je preiskovanec pri 80 obratih na minuto (rpm) kolesaril dvakrat po eno minuto pri 175 W in dvakrat po eno minuto pri 225 W. Med ponovitvami je bilo pet minut odmora. Te obremenitve in čas trajanja je izvedel pri dolžini gonilke 160 mm ter pri dolžini gonilke 172 mm. Analizirali smo desno nogo. Kinematične podatke smo zajeli s šestimi pasivnimi 3D- -kamerami (OptiTrack, Corvallis, OR, ZDA). Sistem smo kalibrirali na začetku meritev. Sile in navore smo zajeli s šestkomponen- tnim pedalom (Forped, Cycling Science, d. o. o., Ljubljana, Slovenija) ter uporabo pro- grama Motive (Motive, Corvallis, Oregon, ZDA). Frekvenca zajema kinematičnih po- datkov je bila 100 Hz, medtem ko je bila fre- kvenca zajema kinetike (sile in navori) 224 Hz. Nato smo podatke obdelali v prilago- jeni skripti, napisani v Matlabu (MathWorks R2020a, Inc., Natick, MA, ZDA, 2020). Vsi podatki so bili sinhronizirani in poravnani na 100 Hz ter frekvenčno filtrirani (mejna frekvenca kinetike 8 Hz, kinematike 12 Hz, Butterworth, četrti red). Povprečne vrednosti in standardni odklon obeh preiskovancev bodo prikazani v pri- merjavi med dolžinama gonilk 160 mm in 172 mm. Primerjava bo narejena za 175 W in za 225 W. Načrt raziskave Za sledenje sprememb položaja telesa v prostoru smo namestili 18 markerjev na anatomskih točkah segmentov, kot je pri- kazano na Sliki 1. Markerje na levi in desni zgornji sprednji iliakalni kosti (ASIS), križnici (med petim ledvenim vretencem in križni- co), medialnem kondilu in maleolu ter prvi stopalnici smo namestili samo v kalibracij- ski fazi, medtem ko so bili markerji na tro- hanteru, sredini stegna, lateralnem kondilu in maleolu, glavi mečnice, grčavini, peti, peti stopalnici, najdaljšem prstu ter trije markerji na pedalu nameščeni ves čas me- ritev. Na Sliki 1 so prikazani koordinatni sis- temi posameznih segmentov s središčem v masnem središču segmenta (CoM). Potrebovali smo še inercijske (Yeadon in Morlock ,1989) in antropometrijske (Winter, 2009) lastnosti segmentov, CoM in maso raziskovalna dejavnost 183 segmentov, medtem ko smo dolžine se- gmentov izračunali s pomočjo markerjev med sklepnimi središči; te smo izračunali v kalibracijski fazi kot razdaljo med dvema 3D-vektorjema v prostoru. Sile in navori v gležnju, kolenu in kolku ter pedalu smo izračunali z uporabo 3D-modela, ki je opi- san drugje (Kozlovič, Šarabon in Fonda, 2021). Patelofemoralno in tibiofemoralno kompresijsko ter tibifemoralno strižno silo smo izračunali po Biniju (Bini, 2012). Doda- tno smo izračunali še spremenljivke: moč v sklepih, navor na gonilki, sila rezultante, učinkovita sila (sila na tangento) in indeks učinkovitosti. Vse sile so izražene v newto- nih (N), navori v newtonmetrih (Nm), moči v vatih (W). Sila rezultante je definirana kot kvadrat ko- rena vseh sil: = √ 2 + 2 + 2 , (1) pri čemer je F r sila rezultante, F x , F y in F z so sile na pedalu v smeri x, y in z. Učinkovita sila je definirana kot: (2) pri čemer je učinkovita sila, F x in F z sta sili na pedalu v smer x in z, CA in PA pa kota gonilke in pedala v stopinjah. Kot gonilke je definiran kot kot od zgornje mrtve točke v smeri urnega kazalca, medtem ko je kot pedala definiran kot naklon glede na hori- zontalno ravnino. Indeks učinkovitosti je definiran kot raz- merje impulza med učinkovito silo in im- so sile pri 175 W večje pri daljši gonilki, so pri 225 W večje pri krajši gonilki. Pri primer- javi med obremenitvami pri krajši gonilki opazimo, da se je pri najmanjši normalni sili standardni odklon povečal za 25 % in zmanjšal za 20 % pri največji normalni sili, medtem ko se je pri najmanjši in največji tangencialni sili povečal za 53 % oz. 58 %, kar nakazuje večjo variabilnost med pre- iskovancema pri različnih obremenitvah. Medialna in lateralna sila v čelni ravnini je relativno nespremenjena ne glede na obremenitev. Dolžina gonilke prav tako ni vplivala na najmanjšo silo pravokotno na pedal, medtem ko je največja pravokotna sila na pedal višja pri krajši gonilki. Primerjava sil in navorov v gležnju je prika- zana v Tabeli 2. Opazimo, da dolžina gonil- ke in obremenitev ne vplivata na navore. Pri anteriorni in posteriorni sili v bočni rav- nini opazimo, da je anteriorna sila višja pri manjši obremenitvi in daljši gonilki. Med- tem ko je pri večji obremenitvi obratno. Posledica tega je lahko večja variabilnost sil pri krajši gonilki, saj se je standardni odklon = (90 + − ) − (90 + − ), pulza med silo rezultante skozi celoten obrat: (3) Navor na gonilki je definiran kot produkt med učinkovito silo in dolžino gonilke: = ∗ , (4) pri čemer je C l dolžina gonilke v metrih in T navor na gonilki. Moč je definirana kot produkt med kotno hitrostjo in navorom: = ̇ ∗ , (5) pri čemer je P moč, kotna hitrost v radianih na sekundo (rad/s) in T navor. Najvišje vrednosti sil in navorov bomo izra- čunali z uporabo povprečnega zgornjega decila: = ( − ) ∗ 0.9 + (6) „ Rezultati V Tabeli 1 je prikazana primerjava na peda- lu, ki ne kaže večjih sprememb pri navorih ne glede na dolžino gonilke. Medtem ko = ∫ 360 0 ∫ 360 0 . Tabela 1 Največje sile (N) in navori (Nm) na pedalu: Tx je navor v smeri everzije (+ Tx) in inverzije (– Tx) stopala na pedalu v čelni ravnini; Ty je navor okrog osi pedala v bočni ravnini (+ Ty v nasprotni smeri urnega kazalca; – Ty je v smeri urnega kazalca); Tz je navor, ki ga generira notranja (+ Tz) in zunanja (– Tz) rotacija stopala na pedalu v prečni ravnini; Fx je tangencialna sila v bočni ravnini (+ Fx je usmerjena naprej; – Fx je usmerjena nazaj); Fz je sila, pravokotna na pedal v bočni ravnini (+ Fz je usmerjena navzgor; – Fz je usmerjena navzdol); Fy je medialna (+ Fy) in lateralna (– Fy) sila v čelni ravnini; prikazane so povprečne ± SD vrednosti za oba preiskovanca P (W) 175 225 CL (mm) 160 172 160 172 Tx + Tx 0.30 ± 0.6 0.20 ± 0.6 0.07 ± 0.6 0.23 ± 0.5 – Tx –1.02 ± 0.9 –1.21 ± 0.9 –1.35 ± 0.8 –1.14 ± 0.8 Ty + Ty 0.21 ± 0.2 0.13 ± 0.2 0.37 ± 0.3 0.30 ± 0.2 – Ty –1.13 ± 0.1 –1.16 ± 0.0 –1.14 ± 0.1 –1.13 ± 0.1 Tz + Tz 0.07 ± 1.0 0.01 ± 1.1 0.20 ± 1.2 0.35 ± 1.2 – Tz –1.62 ± 1.3 –1.73 ± 1.1 –1.84 ± 1.3 –1.52 ± 1.2 Fx + Fx 55.40 ± 11. 5 58.49 ± 13.9 61.93 ± 18.2 57.09 ± 13.0 – Fx –7.09 ± 13.3 –2.37 ± 14.8 –11.66 ± 20.4 –8.73 ± 14.3 Fy + Fy 5.44 ± 5.5 6.52 ± 5.5 5.71 ± 3.9 5.01 ± 5.0 – Fy –28.48 ± 0.6 –28.45 ± 2.1 –39.36 ± 1.3 –38.16 ± 1.2 Fz + Fz –27. 89 ± 30.9 –41.11 ± 29.1 –27.12 ± 24.7 –30.00 ± 25.9 – Fz –254.79 ± 38.6 –258.84 ± 41.3 –303.94 ± 48.5 –300.60 ± 39.6 Slika 1. Položaji markerjev in koordinatnih siste- mov segmentov 184 povečal za 35 %. Posteriorna sila je večja pri daljši gonilki ne glede na obremenitev. Prav tako opazimo, da se je pri višji obremeni- tvi in daljši gonilki ta sila zmanjšala za 9 N v primerjavi z nižjo obremenitvijo, medtem ko obremenitev ni vplivala na silo pri krajši gonilki. Medialna in lateralna sila v čelni rav- nini sta višji pri manjši obremenitvi in daljši gonilki, medtem ko je pri višji obremenitvi obratno. Prav tako se največja in najmanjša vzdolžna sila ni spreminjala. Primerjava sil in navorov v kolenu je prika- zana v Tabeli 3. Navor v smeri odmika go- leni v čelni ravnini je višji pri daljši gonilki ne glede na obremenitev, pri čemer je standardni odklon relativno isti, medtem ko je navor v smeri primika goleni višji pri krajši gonilki. Navor v smeri upogiba goleni v bočni ravnini je višji pri krajši gonilki ne glede na obremenitev. Navor v smeri iz- tega goleni v bočni ravnini je višji na nižji obremenitvi in krajši gonilki, medtem ko je pri višji obremenitvi ta navor višji pri daljši gonilki, kar je lahko posledica večjega ob- sega giba v kolenu pri daljši gonilki. Notra- nji navor goleni v prečni ravnini je višji pri daljši gonilki, medtem ko je zunanji navor goleni višji pri krajši gonilki. Pri silah lahko izpostavimo medialno silo goleni v čelni ravnini, ki je višja pri krajši gonilki ne glede na obremenitev. Podobno kot na pedalu je največja aksialna sila nižja pri krajši gonil- ki. Najmanjša aksialna sila je višja pri krajši gonilki, kar je ravno obratno z izmerjenimi silami na pedalu. Čeprav je največja vzdol- žna sila v pasivni fazi manjša pri krajši go- nilki, je v fazi potiska najmanjša vzdolžna sila višja prav tako pri krajši gonilki. Do tega lahko pride, ker koordinatni sistem kolena ni vzporeden s koordinatnim sistemom na pedalu. Posledično anteriorna in posterior- na ter vzdolžna sila v kolenu vplivata na ti isti sili na pedalu. Primerjava sil in navorov v kolku je prika- zana v Tabeli 4. Opazimo, da so navori višji pri daljši gonilki, medtem ko so najmanjši navori višji samo pri večji obremenitvi z izjemo notranjega in zunanjega navora. Pri anteriorni in posteriorni ter medialni in lateralni sili so sile višje pri daljši gonilki z izjemo največje anteriorne sile pri večji obremenitvi, kjer je sila višja pri daljši gonilki. Aksialna sila je višja pri krajši gonilki ne glede na obremenitev. Pomembno je izpostaviti, da so sile in navori v kolku pri- kazani v lokalnem koordinatnem sistemu stegna, pri čemer se položaj tega sistema nenehno spreminja glede na kot gonilke (Kozlovič idr., 2021)four kinematics clusters Tabela 2 Največje in najmanjše sile in navori v gležnju: Tx je navor v smeri everzije (+ Tx) in inverzije (– Tx) stopala v čelni ravnini; Ty je navor v smeri upogiba (+ Ty) in iztega (– Ty) stopala v bočni ravnini; Tz je navor v smeri notranje (+ Tz) in zunanje (– Tz) rotacije stopala v prečni ravnini; Fx je anteriorna (+ Fx) in posteriorna (– Fx) sila v bočni ravnini; Fz je vzdolžna sila med točko pritiska na pedalu in središčem gležnja (+ Fz je usmerjena proksimalno in – Fz distalno); Fy je medialna (+ Fy) in lateralna (– Fy) sila v čelni ravnini; prikazane so povprečne ± SD vrednosti za oba preiskovanca P (W) 175 225 CL (mm) 160 172 160 172 Tx + Tx –0.18 ± 0.4 0.17 ± 0.1 –0.21 ± 0.3 –0.02 ± 0.1 – Tx –5.37 ± 2.4 –5.75 ± 2.4 –6.97 ± 2.9 –6.56 ± 2.9 Ty + Ty 15.71 ± 2.9 16.13 ± 3.2 19.27 ± 3.8 18.77 ± 3.0 – Ty 3.07 ± 2.5 4.16 ± 2.2 2.98 ± 2.1 3.38 ± 2.0 Tz + Tz 0.12 ± 1.0 0.09 ± 1.1 –0.06 ± 0.9 0.33 ± 1.1 – Tz –1.51 ± 1.5 –1.68 ± 1.5 –1.73 ± 1.5 –1.51 ± 1.4 Fx + Fx 212.10 ± 35.8 217.4 6 ± 38.2 252.86 ± 48.9 246.74 ± 35.9 – Fx 32.72 ± 29.9 45.43 ± 25.1 32.91 ± 25.4 36.51 ± 24.5 Fy + Fy 65.93 ± 16.8 70.24 ± 18.6 86.23 ± 17. 8 82.49 ± 21.9 – Fy 2.53 ± 1.2 3.30 ± 0.9 1.56 ± 1.0 1.55 ± 1.2 Fz + Fz 97.47 ± 15.2 97.61 ± 11. 0 122.80 ± 7.6 120.56 ± 15.0 – Fz 1.81 ± 13.4 7.79 ± 13.0 0.74 ± 11. 3 3.42 ± 12.4 Tabela 3 Največje in najmanjše sile in navori v kolenu: Tx je navor v smeri primika (+ Tx) in odmika (– Tx) goleni v čelni ravnini; Ty je navor v smeri upogiba (+ Ty) in iztega (– Ty) goleni v bočni ravnini; Tz je navor v smeri notranje (+ Tz) in zunanje (– Tz) rotacije goleni v prečni ravnini; Fx je anteri- orna (+ Fx) in posteriorna (– Fx) sila v bočni ravnini; Fz je vzdolžna sila med središčem gležnja in središčem kolena (+ Fz je usmerjena proksimalno in – Fz distalno); Fy je medialna (+ Fy) in lateralna (– Fy) sila v čelni ravnini; prikazane so povprečne ± SD vrednosti za oba preiskovanca P (W) 175 225 CL (mm) 160 172 160 172 Tx + Tx 5.98 ± 1.0 6.15 ± 0.5 7.49 ± 1.2 7.75 ± 1.0 – Tx 0.68 ± 0.3 0.67 ± 0.3 0.41 ± 0.6 0.25 ± 0.7 Ty + Ty 17.67 ± 3.5 16.93 ± 3.2 20.60 ± 4.1 20.14 ± 3.1 – Ty –2.43 ± 1.1 –2.36 ± 1.1 -2.12 ± 0.8 –2.40 ± 0.9 Tz + Tz 2.63 ± 0.8 2.84 ± 0.9 3.13 ± 1.1 3.61 ± 1.0 – Tz –0.24 ± 0.4 – 0.11 ± 0.2 –0.18 ± 0.6 –0.09 ± 0.4 Fx + Fx 72.19 ± 14.8 74.74 ± 16.7 89.72 ± 18.5 87.57 ± 13.8 – Fx –6.14 ± 9.8 –0.08 ± 5.7 –7.01 ± 10.2 –4.65 ± 7. 2 Fy + Fy 30.76 ± 10.6 30.33 ± 6.8 32.65 ± 11. 5 30.21 ± 6.0 – Fy –1.13 ± 3.9 –1.13 ± 2.6 –0.68 ± 1.6 –1.79 ± 3.4 Fz + Fz –19.22 ± 21.8 –29.24 ± 9.7 –23.14 ± 21.5 –23.77 ± 9.2 – Fz –171.04 ± 18.5 –164.34 ± 23.9 –218.72 ± 28.9 –208.50 ± 20.2 raziskovalna dejavnost 185 and three pedal markers were used, inte- grated with a 6-component force/torque pedal dynamometer. Seven subjects performed one five-minute trial on 75% of their maximum power at fixed cadence of 85 rpms. Data from two consecutive samples of the same cycling trial (first and last minute. V Tabeli 6 so prikazane spremenljivke, ki vplivajo na zmogljivost in poškodbe med kolesarjenjem. Kljub isti obremenitvi je naj- večji navor na gonilki pri daljši gonilki višji za ~ 8 % ne glede na obremenitev. Opa- zimo, da je pri višji obremenitvi več nega- tivnega navora pri krajši gonilki, kar lahko negativno vpliva na zmogljivost. Ne glede na to je največji navor nižji v primerjavi z daljšo gonilko. Pri največji skupni sili je va- riabilnost podatkov velika, saj je standardni odklon 40,5–50,3, medtem ko je najmanjša sila nižja pri krajši gonilki ne glede na obre- menitev. Višja pozitivna učinkovita sila se pojavi pri daljši gonilki, medtem ko se višja negativna sila pojavi pri krajši gonilki. Posle- dica tega je višji indeks učinkovitosti v fazi potiska pri daljši gonilki, medtem ko je sko- zi celoten obrat učinkovitost višja pri krajši gonilki in nižji obremenitvi. Pozitivna moč Tabela 4 Največje in najmanjše sile in navori v kolku: Tx je navor v smeri primika (+ Tx) in odmika (– Tx) stegna v čelni ravnini; Ty je navor v smeri upogiba (+ Ty) in iztega (– Ty) stegna v bočni ravnini; Tz je navor v smeri notranje (+ Tz) in zunanje (– Tz) rotacije stegna v prečni ravnini; Fx je anteri- orna (+ Fx) in posteriorna (– Fx) sila v bočni ravnini; Fz je vzdolžna sila med središčem kolena in kolka (+ Fz je usmerjena proksimalno in – Fz distalno); Fy je medialna (+ Fy) in lateralna (– Fy) sila v čelni ravnini; prikazane so povprečne ± SD vrednosti za oba preiskovanca P (W) 175 225 CL (mm) 160 172 160 172 Tx +Tx 8.07 ± 4.8 9.88 ± 5.8 7.51 ± 5.5 7. 87 ± 4.8 –Tx –6.73 ± 2.1 –6.44 ± 2.3 –9.72 ± 2.1 –10.32 ± 1.9 Ty +Ty 30.80 ± 8.0 33.29 ± 7.4 32.70 ± 6.1 34.60 ± 6.6 –Ty –4.46 ± 1.9 –3.95 ± 0.5 –4.25 ± 1.2 –4.80 ± 1.4 Tz +Tz 5.22 ± 1.6 5.31 ± 1.3 6.15 ± 2.1 6.20 ± 1.5 –Tz 0.01 ± 0.2 –0.26 ± 0.4 –0.18 ± 0.2 –0.01 ± 0.2 Fx +Fx 58.79 ± 4.7 59.63 ± 19.9 55.02 ± 7.6 54.94 ± 15.0 –Fx –51.66 ± 6.6 –56.12 ± 21.3 –83.39 ± 11. 6 –84.87 ± 15.9 Fy +Fy 41.64 ± 14.8 49.56 ± 23.5 47.08 ± 17.0 49.15 ± 17.1 –Fy –12.66 ± 2.7 –16.94 ± 2.3 –13.99 ± 7.0 –16.45 ± 6.7 Fz +Fz 54.53 ± 6.6 54.19 ± 11. 0 54.36 ± 6.6 49.82 ± 8.1 –Fz –99.20 ± 14.2 –89.58 ± 16.5 –141.60 ± 23.9 –131.52 ± 11. 0 Tabela 5 Druge opazovane spremenljivke P (W) 175 225 CL (mm) 160 172 160 172 Navor na gonilki Največji (Nm) 36.90 ± 11. 6 41.40 ± 9.8 42.01 ± 16.1 43.68 ± 11. 8 Najmanjši (Nm) –11.18 ± 1.8 –12.80 ± 0.4 –10.46 ± 2.1 –9.97 ± 2.8 Skupna sila (rezultanta) Največja (N) 259.11 ± 40.5 263.95 ± 43.6 309.39 ± 50.3 305.06 ± 40.7 Najmanjša (N) 36.61 ± 23.2 45.33 ± 24.4 35.03 ± 18.9 37. 38 ± 19.5 Učinkovita sila Največja (N) 214.56 ± 67.4 240.68 ± 57.0 244.24 ± 93.5 253.93 ± 68.4 Najmanjša (N) –64.99 ± 10.3 –24.89 ± 85.9 –60.79 ± 12.2 –57.99 ± 16.1 Učinkovitost Celoten obrat (0°–360°) 24.18 ± 3.6 23.67 ± 7.9 28.27 ± 5.2 32.79 ± 1.9 Faza potiska (0°–180°) 61.65 ± 9.5 65.37 ± 6.9 62.06 ± 10.8 68.32 ± 4.0 Moč v gležnju Največja (W) 11.75 ± 1.6 12.79 ± 3.6 13.94 ± 1.5 18.48 ± 7.7 Najmanjša (W) –39.59 ± 11.4 –32.64 ± 4.3 –44.28 ± 9.4 –42.99 ± 5.8 Moč v kolenu Največja (W) 51.61 ± 12.6 52.71 ± 6.3 59.08 ± 11.7 58.95 ± 1.9 Najmanjša (W) -14.09 ± 5.1 –13.83 ± 4.7 –18.10 ± 6.6 -16.93 ± 6.7 Moč v kolku Največja (W) 98.20 ± 18.6 113. 26 ± 16.3 110.79 ± 19.4 123.67 ± 15.0 Najmanjša (W) –51.32 ± 10.3 –61.91 ± 5.2 –51.17 ± 9.8 –57.90 ± 3.8 Patelofemoralna sila (N) 124.36 ± 3.2 136.71 ± 7. 8 144.43 ± 6.2 163.30 ± 5.9 Tibiofemoralni sili Strižna (N) 65.60 ± 17.4 67.4 8 ± 17.0 81.75 ± 20.6 80.67 ± 15.0 Kompresijska (N) 101.40 ± 12.2 93.34 ± 19.4 134.96 ± 18.3 120.65 ± 15.5 Najmanjši kot kolena (°) 39.39 ± 4.1 38.70 ± 3.7 38.61 ± 2.9 38.78 ± 4.0 186 v gležnju je višja pri daljši gonilki, medtem ko je negativna moč višja pri krajši gonilki. Podobno velja za koleno. V kolku pa je tako največja kot najmanjša moč višja pri daljši gonilki. Dolžina gonilke je izrazito vplivala na patelofemoralno kompresijsko silo, ki je višja pri daljši gonilki, pri čemer je bila pri nižji obremenitvi višja za 10 %, medtem ko je bila pri višji obremenitvi ta razlika še višja, in sicer 13 %. Tibiofemoralna strižna sila je bila približno ista pri vseh pogojih, med- tem ko je bila tibiofemoralna kompresijska sila višja pri krajši gonilki za 10 % (175 W) oz. 11 % (225 W). Najmanjši kot v kolenu se ni pomembno spremenil, kar je lahko po- sledica prilagajanja višine sedeža glede na dolžino gonilke. Razprava Namen te študije primera je bil preučiti vpliv dolžine gonilke na biomehanske pa- rametre med kolesarjenjem. Poleg neto sil v sklepih spodnjih okončin so bili prikazani tudi drugi parametri, ki vplivajo na zmoglji- vost in poškodbe. Neto sklepne sile se niso opazneje spre- minjale glede na dolžino gonilke in moč. Pomembno je izpostaviti višjo strižno silo v kolku pri daljši gonilki, ki ima potencial- ne biomehanske lastnosti na nastanek poškodb v kolčnem sklepu zaradi preko- merne obrabe (Wadsworth in Weinrauch, 2019). Na poškodbe kolčnega sklepa lahko vpliva tudi večji obseg giba v kolku (Wad- sworth in Weinrauch, 2019), do katerega prihaja z uporabo daljše gonilke (Barratt idr., 2016; Ferrer-Roca idr., 2017; MacDermid in Edwards, 2010). Koleno je najbolj dovzetno za poškodbe zaradi prekomerne obrabe (Callaghan, 2005), pri čemer sta notranji in zunanji navor v prečni ravnini ter navora v smeri odmika in primika goleni v čelni ravnini pri- marna mehanizma za nastanek poškodb (Bini in Flores-Bini, 2018). Rezultati te študije nakazujejo, da se notranji navor v prečni ravnini in navora v smeri odmika in primika goleni v čelni ravnini niža pri krajši gonilki. Z biomehanskega vidika nižji navori pome- nijo manjše tveganje za nastanek poškodb zaradi prekomerne obrabe v kolenskem sklepu. V prejšnjih študijah so spremembe v skle- pnih reakcijskih silah v kolenu raziskali pred- vsem z vidika spreminjanja položaja sedeža (naprej/nazaj). Novejše študije ne ugota- vljajo povezave med nastavitvijo sedeža naprej in višjo patelofemoralno kompresij- sko silo in tibiofemoralno kompresijsko silo (Menard idr., 2020) oz. je ta le minimalna (Bini idr., 2013), kar je v nasprotju s prejšnji- mi smernicami (Callaghan, 2005). Prav tako ugotavljajo, da se je pri nastavitvi sedeža nazaj tibifemoralna kompresijska sila zviša- la za 15 % v primerjavi z nastavitvijo sedeža naprej (Menard idr., 2020), pri čemer tega v prejšnjih raziskavah niso opazili (Bini idr., 2013). Predlagajo, da se v nadaljnjih študijah preuči vpliv drugih nastavitev, kot je dolži- na gonilke. V tej študiji opazimo, da sta tibi- ofemoralna kompresijska sila in neto skle- pna sila v kolenu večji pri krajši gonilki. To je lahko posledica dolžine gonilke, pri kateri je treba proizvesti več sile, da ustvarimo isto moč. Na drugi strani opazimo 10–13 % višjo patelofemoralno kompresijsko silo pri daljši gonilki. V študijah še ugotavljajo, da je višja patelofemoralna kompresijska sila pove- zana tudi z nižjo višino sedeža; ta sila vpli- va na bolečino v sprednjem delu kolena (Callaghan, 2005; Mellion, 1991). Kljub višji patelofemoralni kompresijski sili pri daljši gonilki predvidevajo, da se to pojavi zaradi spremenjene kinematike v spodnjih ekstre- mitetah in ne samo zaradi dolžine gonilke (Gatti idr., 2021); predvsem zaradi večjega obsega giba v kolku in kolenu (Ferrer-Roca idr., 2017). V prejšnji študiji so Barratt in sodelavci (2011) pokazali, da dolžina gonilke in višja kadenca skupaj statistično značilno vpliva- ta na sklepno moč, medtem ko samo dol- žina gonilke ne vpliva statistično značilno na sklepno moč (Barratt idr., 201 1). Rezultati te študije se ujemajo s prejšnjo raziskavo. Opazili smo neznatno višjo sklepno moč v kolku, ki je višja pri daljši gonilki. Največji navor na gonilki je za 10 % višji pri nižji obremenitvi in daljši gonilki in 5 % viš- ji pri višji obremenitvi in daljši gonilki. Višji največji navor pri daljši gonilki so v prejšnji študiji opazili tudi Ferrer-Roca in sodelavci (Ferrer-Roca idr., 2017). Najmanjša skupna in učinkovita sila je nižja pri krajši gonilki, kar bi lahko bila posledi- cadolžine gonilke, ki zaradi manjšega ob- sega giba v pasivni fazi obrata ustvari manj negativne sile na pedalu. Prav tako je pri krajši gonilki največja učinkovita sila nižja v primerjavi z daljšo gonilko. Ker je to prva študija, ki je preučevala učinkovito silo in indeks učinkovitosti pri različnih dolžinah gonilk, je treba to potrditi na večjem šte- vilu preiskovancev, saj rezultati pri različnih obremenitvah niso enotni. Kljub rezultatom v prejšnjih raziskavah, ki enotno ne podpirajo uporabe krajše ali daljše gonilke, se pojavljajo pomembne biomehanske spremembe, ki vplivajo na vzorec mišične koordinacije. Mileva in Tur- ner (2003) sta pokazala, da je daljša gonilka (195 proti 155 mm) znatno zmanjšala ampli- tudo EMG-mišice biceps femorisa, medtem ko sta se amplitudi tibialis anterior in soleus povečali. Pri mišici rectus femoris ni bilo sprememb (Mileva in Turner, 2003). Rezultati v tej študiji primera temeljijo na dveh preiskovancih, zato ne moremo sta- tistično potrditi ali ovreči uporabe krajše oz. daljše gonilke, kar je največja omejitev študije. Zaradi tega so rezultati analizirani kot povprečje dveh preiskovancev s stan- dardnim odklonom. „ Zaključek V študiji smo uspešno pokazali, kako dolži- na gonilke vpliva na biomehanske parame- tre med kolesarjenjem. Kljub majhnim razli- kam posamezne spremenljivke favorizirajo krajšo gonilko. Občutna razlika je v patelo- femoralni sili, ki je višja pri daljši gonilki. Še več, navor v smeri odmika in primika goleni v čelni ravnini ter notranji in zunanji navor goleni v prečni ravnini favorizirata krajšo gonilko predvsem z vidika poškodb zaradi prekomerne obrabe. Rezultati te študije nakazujejo potencialno praktično uporab- nost krajše gonilke med kolesarjenjem in v rehabilitaciji z namenom razbremenjevanja določene komponente v sklepu (predvsem v kolenskem sklepu). „ Literatura 1. Asplund, Chad, in Patrick St Pierre. 2004. “Knee Pain and Bicycling: Fitting Concepts for Clinicians.” The Physician and Sportsmedi- cine. doi: 10.3810/psm.2004.04.201 2. Barratt, Paul R., Thomas Korff, Steve J. El- mer, in James C. Martin. 2011. “Effect of Crank Length on Joint-Specific Power du- ring Maximal Cycling.” Medicine and Scien- ce in Sports and Exercise 43(9). doi: 10.1249/ mss.0b013e3182125e96 3. Barratt, Paul Richard, James C. Martin, Steve J. Elmer, in Thomas Korff. 2016. “Effects of Pedal Speed and Crank Length on Pedaling Mechanics during Submaximal Cycling.” Me- dicine and Science in Sports and Exercise 48(4). doi: 10.1249/MSS.0000000000000817 4. Bini, Rodrigo, in Alice Flores-Bini. 2018. “Po- tential Factors Associated with Knee Pain in Cyclists: A Systematic Review.” Open Access Journal of Sports Medicine. doi: 10.2147/oaj- sm.s136653 raziskovalna dejavnost 187 5. Bini, Rodrigo R. 2012. Patellofemoral and Ti- biofemoral Forces in Cyclists and Triathletes: Effects of Saddle Height. Vol. 1. 6. Bini, Rodrigo Rico, Patria Anne Hume, Fabio Junner Lanferdini, in Marco Aurélio Vaz. 2013. “Effects of Moving Forward or Backward on the Saddle on Knee Joint Forces during Cycling.” Physical Therapy in Sport 14(1). doi: 10.1016/j.ptsp.2012.02.003 7. Broker, Jeffrey P., in Robert J. Gregor. 1994. “Mechanical Energy Management in Cycling: Source Relations and Energy Expenditure.” Medicine and Science in Sports and Exercise 26(1). doi: 10.1249/00005768-199401000- 00012 8. Callaghan, Michael J. 2005. “Lower Body Pro- blems and Injury in Cycling.” Journal of Body- work and Movement Therapies 9(3):226–36. 9. Ferrer-Roca, Ventura, Víctor Rivero-Palo- mo, Ana Ogueta-Alday, José A. Rodrígu- ez-Marroyo, in Juan García-López. 2017. “Acute Effects of Small Changes in Crank Length on Gross Efficiency and Pedalling Technique during Submaximal Cycling.” Journal of Sports Sciences 35(14). doi: 10.1080/02640414.2016.1215490 10. Fonda, Borut, in Nejc Sarabon. 2010. “Biome- chanics of Cycling (Literature Review).” Sport Science Review 19(1):187–210. doi: 10.2478/ v10237-01 1-0012-0 11. Gatti, Anthony A., Peter J. Keir, Michael D. Noseworthy, Marla K. Beauchamp, in Monica R. Maly. 2021. “Hip and Ankle Kinematics Are the Most Important Predictors of Knee Joint Loading during Bicycling.” Journal of Scien- ce and Medicine in Sport 24(1). doi: 10.1016/j. jsams.2020.07.001 12. Hull, M. L., in H. Gonzalez. 1988. “Bivariate Optimization of Pedalling Rate and Crank Arm Length in Cycling.” Journal of Biomecha- nics 21(10). doi: 10.1016/0021-9290(88)90016- 4 13. Kozlovič, Peter, Nejc Šarabon, in Borut Fon- da. 2021. “3D Knee Loading during Statio- nary Cycling: A Comprehensive Model De- velopment and Reliability Analysis.” Applied Sciences (Switzerland) 1 1(2):1–14. doi: 10.3390/ app11020528 14. MacDermid, Paul William, in Andrew M. Ed- wards. 2010. “Influence of Crank Length on Cycle Ergometry Performance of Well-Trai- ned Female Cross-Country Mountain Bike Athletes.” European Journal of Applied Physi- ology 108(1). doi: 10.1007/s00421-009-1197-0 15. Martin, J. C., in W. W. Spirduso. 2001. “Deter- minants of Maximal Cycling Power: Crank Length, Pedaling Rate and Pedal Speed.” European Journal of Applied Physiology 84(5). doi: 10.1007/s004210100400 16. Martin, James C., in Nicholas A. T. Brown. 2009. “Joint-Specific Power Production and Fatigue during Maximal Cycling.” Journal of Biomechanics 42(4). doi: 10.1016/j.jbio- m e ch . 20 0 8 .11.015 17. Mellion, Morris B. 1991. “Common Cycling Injuries.” Sports Medicine 11(1). doi: 10.2165/00007256-1991 1 1010-00004 18. Menard, Mathieu, Mathieu Domalain, Ar- naud Decatoire, in Patrick Lacouture. 2020. “Influence of Saddle Setback on Knee Joint Forces in Cycling.” Sports Biomechanics 19(2). doi: 10.1080/14763141.2018.1466906 19. Mileva, Katya, in Duncan Turner. 2003. “Neu- romuscular and Biomechanical Coupling in Human Cycling: Adaptations to Changes in Crank Length.” Experimental Brain Research 152(3). doi: 10.1007/s00221-003-1561-y 20. Mornieux, C., B. Stapelfeldt, A. Collhofer, in A. Belli. 2008. “Effects of Pedal Type and Pull-up Action during Cycling.” International Journal of Sports Medicine 29(10). doi: 10.1055/s-2008- 1038374 21. Theurel, J., M. Crepin, M. Foissac, in J. J. Temprado. 2012. “Effects of Different Pe- dalling Techniques on Muscle Fatigue and Mechanical Efficiency during Prolonged Cycling.” Scandinavian Journal of Medicine and Science in Sports 22(6). d o i: 10.1111/ j .16 0 0 - -0838.2011.01313.x 22. Tomas, Aleksandar, Emma Z. Ross, in James C. Martin. 2010. “Fatigue during Maximal Sprint Cycling: Unique Role of Cumulative Contraction Cycles.” Medicine and Scien- ce in Sports and Exercise 42(7). doi: 10.1249/ MSS.0b013e3181cae2ce 23. Too, Danny, in Gerald E. Landwer. 2000. “The Effect of Pedal Crank Arm Length on Joint Angle and Power Production in Upright Cycle Ergometry.” Journal of Sports Sciences 18(3). doi: 10.1080/026404100365054 24. Wadsworth, David J. S., in Patrick Weinrauch. 2019. “THE ROLE of a BIKE FIT in CYCLISTS with HIP PAIN. A CLINICAL COMMENTARY.” International Journal of Sports Physical Thera- py 14(3). doi: 10.26603/ijspt20190468 25. Winter, David A. 2009. Biomechanics and Mo- tor Control of Human Movement. Vol. 2nd. 26. Yeadon, M. R., in M. Morlock. 1989. “The Appropriate Use of Regression Equations for the Estimation of Segmental Inertia Parameters.” Journal of Biomechanics. doi: 10.1016/0021-9290(89)90018-3 dr. Borut Fonda, Fonda Sport Performance, borut@fonda-sp.si