Samenvatting-Biomechanica.pdf

# Inleiding tot biomechanica en onderzoekstechnieken Biomechanica onderzoekt houdingen van het menselijk lichaam kwalitatief en kwantitatief om bewegingsvormen te optimaliseren en overbelasting van het bewegingsstelsel te voorkomen [1](#page=1). ### 1.1 Benaderingen in biomechanica Er zijn twee hoofdbenaderingen binnen de biomechanica: * **Mechanistisch**: Het lichaam wordt beschouwd als één mechanisch geheel. Het doel is bijvoorbeeld om het lichaamszwaartepunt (LZP) zo hoog mogelijk te krijgen, waarbij een grotere beginhoogte resulteert in een hogere sprong [1](#page=1). * **Kinesiologisch**: Het lichaam wordt gezien als een verzameling van vereenvoudigde gewrichtssystemen of een kinematische keten. Hierbij wordt gekeken naar sequenties, zoals de proximodistale sequentie waarbij eerst de heup, dan de knie, en vervolgens de enkel strekt om energie over te dragen naar het meest distale segment. Bi-articulaire spieren spelen hierbij een belangrijke rol [1](#page=1). ### 1.2 Onderzoeksmethoden Er worden twee soorten onderzoek onderscheiden: * **Kwalitatief onderzoek**: Dit analyseert bewegingen en wordt bijvoorbeeld gebruikt voor prestatieverbetering [1](#page=1). * **Kwantitatief onderzoek**: Dit meet en berekent variabelen. Het wordt toegepast in mechanische antropometrie om op basis van de registratie van het LZP snelheden en versnellingen te berekenen [1](#page=1). De toepassing van deze methoden vindt plaats in veldonderzoek, waarbij complexe bewegingen zo realistisch mogelijk worden onderzocht [1](#page=1). #### 1.2.1 Video motion capture Video motion capture systemen verschaffen informatie over de positie van lichaamssegmenten door de tijd heen [1](#page=1). * **Technologie**: Er worden high-speed camera's (hoge frequentie, bv. 400 Hz) of geautomatiseerde kinematische registratiesystemen (motion capture systems - MOCAPs) gebruikt [1](#page=1). * **Marker-gebaseerd**: Systemen kunnen werken met markers, die vaak infrarood camera's detecteren [1](#page=1). * **Marker-loos**: Er bestaan ook systemen met automatische vormherkenning en visual hull technologie [1](#page=1). * **Kalibratie**: Ruimtelijke ijking is noodzakelijk, zowel voor 2D als 3D opnames [1](#page=1). * **Modellering**: Lichaamssegmenten kunnen worden voorgesteld als cilinders om een biomechanisch model te creëren en een realistischer beeld te verkrijgen [1](#page=1). * **3D weergave**: Meerdere camera's worden vaak gebruikt om een 3D beeld te genereren [1](#page=1). * **Toepassingen**: Voorbeelden zijn analyses van de hoogtesprong uit stand en ganganalyse [1](#page=1). #### 1.2.2 Krachtmeting Krachtmetingen verschaffen informatie over krachten in de tijd [2](#page=2). * **Krachtmeetplatform**: Dit functioneert als een elektronische weegschaal die de grondreactiekrachtvector (GRK) opdeelt in drie orthogonale componenten: verticaal, voor-achterwaarts, en medio-lateraal. Een 3D-laboreferentiestelsel is hiervoor nodig [2](#page=2). * **Center of pressure (CoP)**: Dit is het aangrijpingspunt van de grondreactiekrachtvector [2](#page=2). * **Vereisten**: Hoge meetsnelheid en hoge resonantiefrequentie zijn vereist. Vaak is filtering nodig om ruis uit het signaal te halen [2](#page=2). * **Toepassingen**: Krachtmetingen worden bijvoorbeeld gebruikt bij ganganalyse [2](#page=2). ##### 1.2.2.1 Grondreactiekrachten bij het lopen * **Verticale GRK**: * In rust is de verticale GRK gelijk aan de lichaamsmassa [2](#page=2). * In de vluchtfase is de GRK nul [2](#page=2). * De eerste piek is de impactspiek, die optreedt wanneer de hiel de grond raakt [2](#page=2). * In midstand wordt de meeste kracht geleverd, tot wel twee tot drie keer het lichaamsgewicht [2](#page=2). * Daarna neemt de kracht af naarmate het LZP omhoog beweegt [2](#page=2). * **Voor-achterwaartse GRK**: Deze component is gerelateerd aan de verplaatsing van het LZP [2](#page=2). * **Rem-fase**: Initieel is er een negatieve voor-achterwaartse GRK, waarbij het LZP achter het steunpunt beweegt [2](#page=2). * **Zerocrossing**: Dit markeert de overschakeling van vertraging naar versnelling, wat plaatsvindt in midstand [2](#page=2). * **Propulsie-fase**: Het LZP versnelt naar voren richting het afstoten [2](#page=2). * Vertraging en versnelling leiden tot een quasi-constante snelheid, met altijd schommelingen in de snelheid (het deel onder en boven de grafiek telt op) [2](#page=2). * **Medio-laterale GRK**: * Initieel is er contact met de hiel [3](#page=3). * Vervolgens rolt de voet naar binnen [3](#page=3). * Het afstoten gebeurt ongeveer centraal, tussen de eerste en tweede middenvoetsbeentjes [3](#page=3). #### 1.2.3 Plantaire drukmetingen Plantaire drukmetingen gebeuren met een warmteschaal en kunnen gecombineerd worden met het traject van de center of pressure [3](#page=3). * **Informatie**: Deze metingen geven het temporele verloop van het afrollen van de voet weer. Ze tonen hoeveel druk er wordt uitgeoefend en hoe het drukpunt verschuift [3](#page=3). * **Classificatie**: Op basis van het drukverloop kan een classificatie gemaakt worden ten behoeve van blessurepreventie [3](#page=3). * **Pronatoren**: Zetten te veel druk op de binnenkant van de voet. Overmatige pronatie is gerelateerd aan overbelastingsblessures, waarvoor anti-pronatieschoenen nuttig kunnen zijn [3](#page=3). * **Supinatoren**: Hebben te soepele voeten, ook wel "platvoeten" genoemd [3](#page=3). * **Neutraal**: Wordt beschouwd als het meest ideale looppatroon [4](#page=4). #### 1.2.4 Elektromyografie (EMG) Elektromyografie verschaffen informatie over spieractiviteit in de tijd [4](#page=4). * **Meting**: Spieractiviteit wordt gemeten met oppervlakkige elektroden, en soms met intramusculaire draadelektroden [4](#page=4). * **Toepassing**: Een voorbeeld is het meten van de activiteit van de m. gastrocnemius, die voornamelijk actief is in de propulsiefase en een belangrijke agonist is bij het afstoten [4](#page=4). --- # Antropometrische biomechanica en het lichaamszwaartepunt Dit onderdeel beschrijft de relatie tussen antropometrie en biomechanica, met een focus op de definitie, bepaling en belang van het lichaamszwaartepunt (LZP) [5](#page=5). ### 2.1 De relatie tussen antropometrie en biomechanica Antropometrie bestudeert de fysieke eigenschappen van het menselijk lichaam, waaronder lengte, volume, dichtheid en de inertietermen zoals massa. In biomechanische analyses worden vereenvoudigingen toegepast. Bij de analyse van het lichaam als geheel, worden het lichaamszwaartepunt (LZP) en traagheidsmomenten ten opzichte van hoofdtraagheidsassen beschouwd. Voor analyses van specifieke lichaamssegmenten worden deze segmenten vaak gemodelleerd met een constante lengte, massa en traagheidsmoment, en wordt aangenomen dat ze roteren rond gewrichten met vaste draaiassen [5](#page=5). ### 2.2 Het lichaamszwaartepunt (LZP) #### 2.2.1 Definitie van het LZP Het lichaamszwaartepunt is het punt in een lichaam waar de zwaartekracht op aangrijpt, alsof alle massa van dat lichaam in dat ene punt geconcentreerd is. Het is geen vast anatomisch punt en kan zelfs buiten het lichaam vallen, wat bijvoorbeeld zichtbaar is bij hoogspringen [5](#page=5). #### 2.2.2 Bepaling van het LZP Er zijn zowel directe als indirecte methoden om het LZP te bepalen. ##### 2.2.2.1 Directe experimentele bepaling Deze methode wordt zelden toegepast en is gebaseerd op de principes van statisch evenwicht: de som van alle krachten is nul ($\sum F = 0$) en de som van alle krachtmomenten is nul ($\sum \tau = 0$) [6](#page=6). * **Ophangmethode:** Gebaseerd op het principe van het kruisen van drie zwaartelijnen. Dit is problematisch voor het menselijk lichaam [6](#page=6). * **Balansmethode:** * **Eén steunpunt (Borelli):** Het lichaam wordt op een balans gelegd. Dit is eveneens problematisch voor het menselijk lichaam [6](#page=6). * **Meerdere steunpunten (Raymond):** Deze methode, gebruikt in oefeningen, is gebaseerd op de statische momentenbalans. Hierbij werken vier krachten op het lichaam: de zwaartekracht van het lichaam, de zwaartekracht van de plank, en de reactiekrachten ter hoogte van het hoofd en de voeten. De reactiekracht ter hoogte van het hoofd valt weg als deze het rotatiepunt is [6](#page=6). * In een neutrale anatomische houding bevindt het LZP zich op ongeveer 56% (plus of min 4%) van de lichaamslengte, gemeten vanaf de voeten (caudaal) [6](#page=6). * **Bepalen van het LZP tijdens beweging:** Dit vereist het reproduceren van de houding op een balans. * **Voordelen:** Kan vrij correct bepaald worden [6](#page=6). * **Nadelen:** Omslachtig, beperkt tot twee dimensies, en kan beïnvloed worden door de verplaatsing van weefsels en bloed [6](#page=6). ##### 2.2.2.2 Indirecte bepaling Deze methode wordt frequent gebruikt en maakt gebruik van een analytische berekening [7](#page=7). * **Principe:** De positie van het LZP wordt berekend aan de hand van deelmassa's en de posities van de deelzwaartepunten van de verschillende lichaamssegmenten. De zwaartepuntbaan kan ook op deze manier worden bepaald door het proces te herhalen voor verschillende houdingen binnen een bewegingssequentie. Er kan gebruik gemaakt worden van een laboratorium-referentiestelsel of een meebewegend assenstelsel. Meestal worden er veertien segmenten onderscheiden. De som van de deelzwaartepunten levert het totale lichaamszwaartepunt op, met de coördinaten van het LZP in 2D berekend als [7](#page=7): $$x_{LZP} = \frac{1}{M} \sum_{i=1}^{n} m_i x_i$$ $$y_{LZP} = \frac{1}{M} \sum_{i=1}^{n} m_i y_i$$ waarbij $M$ de totale massa is en $m_i$ en $x_i, y_i$ de massa en coördinaten van segment $i$ zijn [7](#page=7). * **Deelmassa's en deelzwaartepunten:** Deze worden bepaald met behulp van verschillende studies en technieken. * **Kadaverstudies (Dempster en Clauster):** * **Principe:** Lichaamssegmenten worden ontleed, gewogen en met een balanstechniek worden de deelzwaartepunten bepaald [7](#page=7). * **Voor- en nadelen:** Efficiënt voor berekeningen, eenvoudig, maar beperkt door het aantal kadavers, de representativiteit (vaak enkel volwassen, blanke mannen), grote variatie door dissectietechnieken en vochtverlies, en een beperkt aantal segmenten [7](#page=7). * **Relatieve deelmassa's volgens Dempster:** Hoofd 7,3%, romp 50,7%, bovenarm 2,6%, onderarm 1,6%, hand 0,7%, bovenbeen 10,3%, onderbeen 4,3%, voet 1,5%. Bij een oefening worden de totale lichaamsmassa en coördinaten gegeven om, samen met deze deelmassa's, het LZP te berekenen voor verschillende houdingen [7](#page=7) [8](#page=8). * **Onderdompeling (Dempster):** * **Principe:** Het volume van een segment wordt bepaald door onderdompeling. Met de formule voor dichtheid ($\rho = \frac{m}{V}$), kan de deelmassa worden berekend als $m = \rho \times V$ [8](#page=8). * **Voor- en nadelen:** In vivo en gepersonaliseerd, maar de dichtheid is niet uniform en kan veranderen gedurende de dag. Bovendien is het problematisch voor het hoofd en de romp en omslachtig [8](#page=8). * **Stralingstechniek:** * **Principe:** De geabsorbeerde straling is een maat voor de deelmassa. Een grotere massa absorbeert meer straling, gemeten via een geleidingscoëfficiënt [8](#page=8). * **Locatie van het DZP:** Uitgedrukt in percentage van de segmentlengte [8](#page=8). * **Voor- en nadelen:** Gepersonaliseerd, maar met ethische bezwaren (gezondheid) en hoge kosten [8](#page=8). * **Geometrische modellen:** * **Principe:** Lichaamssegmenten worden benaderd als geometrische lichamen, meestal cilinders, waarvan het volume en het centraal volumepunt (deelzwaartepunt) wiskundig berekend kunnen worden. Hoe meer segmenten worden bepaald, hoe nauwkeuriger het LZP [8](#page=8). * **Voor- en nadelen:** Lengte en omtrek kunnen bepaald worden, wat zorgt voor personalisatie [8](#page=8). ### 2.3 Baan van het Lichaamszwaartepunt en positie van lichaamssegmenten bij hoogspringtechnieken De vergelijking van verschillende hoogspringtechnieken, zoals de Fosbury Flop, toont aan dat mechanistisch gelijke sprongen (gelijke kracht geleverd en LZP even hoog gebracht) met de Fosbury Flop een hogere lat kunnen overschrijden. Dit komt doordat het LZP dichter bij de lat (of zelfs eronder) kan worden gebracht, waardoor met dezelfde kracht een hogere lat overschreden kan worden. Een grotere kromming van het lichaam kan het LZP lager brengen, wat minder kracht vereist [9](#page=9). **Voorbeeld:** Bij de vergelijking van T. Hellebaut en B. Vlasic, kromt Vlasic haar lichaam meer, waardoor ze minder kracht nodig heeft voor dezelfde spronghoogte. Hellebaut benutte haar hoge aanloopsnelheid en een optimale voetplaatsing om horizontale energie om te zetten in verticale energie. Haar extreme vermagering was ook een voordeel, aangezien een lagere massa minder kracht vereist voor dezelfde versnelling ($F=ma$) [9](#page=9). > **Tip:** Begrijpen hoe het LZP zich gedraagt ten opzichte van de steunpunten is cruciaal voor het analyseren van stabiliteit en bewegingsefficiëntie in sport en dagelijkse activiteiten. --- # Traagheidsmoment en zijn toepassingen Het traagheidsmoment beschrijft de weerstand tegen rotatie en is een cruciaal concept dat wordt toegepast in de analyse van lichaamsbewegingen, met name in sportactiviteiten [10](#page=10). ### 3.1 Definitie en berekening van het traagheidsmoment Het traagheidsmoment ($I$) is de inertieterm voor angulaire beweging, die de weerstand tegen rotatie weergeeft. Het wordt altijd berekend ten opzichte van een rotatie-as of -punt en heeft als eenheid kilogram meter kwadraat ($kg \cdot m^2$). De fundamentele formule voor het traagheidsmoment van een puntmassa is [10](#page=10): $$I_{as} = \sum m_i \cdot r_i^2$$ Hierbij is $m_i$ de massa van het $i$-de deeltje en $r_i$ de afstand van dat deeltje tot de rotatie-as. Uit deze formule blijkt dat de straal ($r$) een kwadratische invloed heeft op het traagheidsmoment; een grotere afstand tot het rotatiepunt resulteert in een grotere weerstand tegen rotatie [10](#page=10). #### 3.1.1 Gyratiestraal De gyratiestraal ($R_{GYR}$) is de theoretische afstand ten opzichte van een bepaalde as, waarbij een puntmassa met dezelfde totale massa als het uitgebreide lichaam, een gelijk traagheidsmoment zou hebben als het daadwerkelijke lichaam. De relatie is [10](#page=10): $$I_{as} = M_{tot} \cdot R_{GYR}^2$$ Hierbij is $M_{tot}$ de totale massa van het lichaam [10](#page=10). #### 3.1.2 Wet van Steiner De wet van Steiner (ook wel de stelling van de parallelle assen genoemd) legt het verband tussen traagheidsmomenten ten opzichte van parallelle rotatieassen, waarvan er één door het massamiddelpunt van het starre lichaam gaat. De formule luidt [10](#page=10): $$I_p = I_{mm} + M_{tot} \cdot d^2$$ Hierbij is $I_p$ het traagheidsmoment ten opzichte van een willekeurige as, $I_{mm}$ het traagheidsmoment ten opzichte van de as door het massamiddelpunt (parallel aan $I_p$), $M_{tot}$ de totale massa van het lichaam, en $d$ de afstand tussen beide assen. Deze wet maakt het mogelijk om het traagheidsmoment ten opzichte van elke willekeurige as te berekenen, mits het traagheidsmoment ten opzichte van de parallelle as door het massamiddelpunt bekend is [10](#page=10). ### 3.2 Interindividuele verschillen en dynamische aspecten van traagheidsmoment Het traagheidsmoment varieert van persoon tot persoon en is niet constant [11](#page=11). #### 3.2.1 Lichaamsbouw en traagheidsmoment De lichaamsbouw heeft een significante invloed op het traagheidsmoment, wat leidt tot interindividuele verschillen. Zo is het traagheidsmoment ten opzichte van de latero-laterale as afhankelijk van de lichaamslengte ($LL$). Een empirische relatie voor de gyratiestraal van het gehele lichaam ten opzichte van deze as is [11](#page=11): $$R_{GYR} = 0.297 \cdot LL - 0.11$$ Hierbij kan een standaarddeviatie van $\pm 0.016$ worden meegenomen [11](#page=11). > **Voorbeeld:** Voor een lichaamslengte van 1.75 meter en een massa van 70 kg, is de gyratiestraal: > $R_{GYR} = 0.297 \cdot (1.75) - 0.11 = 0.40975$ meter. > Het traagheidsmoment ten opzichte van de latero-laterale as is dan: > $I_{latero-laterale \: as} = 70 \: kg \cdot (0.40975 \: m)^2 = 11.75 \: kgm^2$. > Rekening houdend met de standaarddeviatie kan dit variëren tussen 10.85 $kgm^2$ en 12.69 $kgm^2$ [11](#page=11). #### 3.2.2 Variabiliteit van het traagheidsmoment Het traagheidsmoment is niet constant omdat het afhangt van zowel de rotatie-as als de lichaamspositie [11](#page=11). ### 3.3 Toepassingen in sportbewegingen De relatie tussen inertie en sportactiviteiten is significant. Een lager traagheidsmoment maakt bewegingen gemakkelijker en efficiënter. * **Artistieke bewegingsactiviteiten:** Een hurksalto is biomechanisch aanzienlijk gemakkelijker dan een streksalto door een drie keer kleiner traagheidsmoment, wat ook de waardering in de gymnastiek weerspiegelt [12](#page=12). * **Gymnastiek:** Gymnasten zijn doorgaans klein en slank, wat hen een voordeel geeft: kleinere lichaamsafmetingen verminderen de weerstand bij rotaties, zowel rond de eigen lichaamsas als rond een externe as zoals de rekstok. Een kleiner lichaam met een lagere massa resulteert direct in een kleiner traagheidsmoment ($I = m \cdot r^2$) [12](#page=12). ### 3.4 Traagheidsmomenten van lichaamssegmenten Het traagheidsmoment van lichaamssegmenten, specifiek ten opzichte van latero-laterale assen (transversale momenten/inertia), is van belang voor het berekenen van het traagheidsmoment van het gehele lichaam en voor segmentenmodelanalyses [12](#page=12). #### 3.4.1 Methoden voor het bepalen van traagheidsmomenten van lichaamssegmenten Verschillende methoden kunnen worden gebruikt om deze momenten te bepalen: 1. **Pendulummethode:** Uit de slingertijd ($T$) van een opgehangen lichaamssegment kan het traagheidsmoment ten opzichte van de as door het ophangpunt ($I_0$) worden afgeleid. De formule voor de slingertijd is [12](#page=12): $$T = 2\pi \sqrt{\frac{I_0}{m \cdot g \cdot L}}$$ Waarbij $m$ de massa, $g$ de zwaartekrachtversnelling, en $L$ de afstand van het ophangpunt tot het massamiddelpunt is. Hieruit kan $I_0$ worden berekend als: $$I_0 = \frac{m \cdot g \cdot L \cdot T^2}{4\pi^2}$$ Om vervolgens het traagheidsmoment ten opzichte van een as door het deelzwaartepunt ($I_{DZP}$) te berekenen, wordt de wet van Steiner toegepast: $$I_0 = I_{DZP} + m \cdot d^2$$ Dus: $$I_{DZP} = I_0 - m \cdot d^2$$ Waarbij $d$ de afstand tussen het ophangpunt en het deelzwaartepunt is [12](#page=12). 2. **Schijvenmethode:** Het lichaamssegment wordt onderverdeeld in vele dunne schijfjes. Voor elk schijfje wordt het massamiddelpunt berekend, en daaruit het individuele traagheidsmoment. De som van deze momenten geeft het totale traagheidsmoment van het segment. De formule is [13](#page=13): $$I = \sum m_i \cdot r_i^2$$ 3. **Geometrische modellering:** Gebruikmakend van wiskundige modellen, zoals ontwikkeld door T. Hellebaut [13](#page=13). 4. **Quick release methode:** Deze methode is gebaseerd op de definitie van inertie als weerstand tegen rotatie. Een kracht wordt uitgeoefend op een segment, wat leidt tot een krachtmoment ($\tau$) volgens [13](#page=13): $$\tau = F \cdot r$$ De resulterende tangentiële versnelling ($a_{tg}$) leidt tot een hoekversnelling ($\alpha$): $$\alpha = \frac{a_{tg}}{r}$$ Het traagheidsmoment kan vervolgens worden berekend met: $$I = \frac{\tau}{\alpha}$$ * **Voordelen:** Accuraat [13](#page=13). * **Nadelen:** Niet op alle segmenten toepasbaar [13](#page=13). #### 3.4.2 Berekenen van het traagheidsmoment van segmenten Het traagheidsmoment van een segment ten opzichte van de proximale rotatie-as kan op twee manieren worden berekend [13](#page=13): 1. **Rechtstreeks berekenen:** Met de gyratiestraal van het segment ten opzichte van de proximale as ($R_{gyr, prox}$): $$I_{segmentas} = m_{segment} \cdot (R_{gyr, prox})^2$$ Deze methode is niet altijd toepasbaar als het traagheidsmoment verder van de rotatie-as berekend moet worden (bv. het traagheidsmoment van de voet ten opzichte van de heup) (#page=13, 14) [13](#page=13) [14](#page=14). 2. **Via de lokale inertieterm en de wet van Steiner:** Eerst wordt de lokale inertieterm ten opzichte van het deelzwaartepunt berekend: $$I_{DZP} = m_{segment} \cdot (R_{gyr, DZP})^2$$ Vervolgens wordt de wet van Steiner toegepast om het traagheidsmoment ten opzichte van de segmentas te verkrijgen: $$I_{segmentas} = I_{DZP} + m_{segment} \cdot (d_{segment \to as})^2$$ Hierbij is $d_{segment \to as}$ de afstand van het deelzwaartepunt tot de gewenste rotatie-as [14](#page=14). > **Voorbeeld:** Het berekenen van het traagheidsmoment van het zwaaibeen bij lopen vereist eerst het bepalen van de lokale term voor elk segment van het been. Vervolgens wordt met de wet van Steiner de inertie ten opzichte van de rotatie-as (de heup) voor elk segment berekend. De som van deze traagheidsmomenten geeft het totale traagheidsmoment van het been [14](#page=14). ### 3.5 Traagheidsmoment en loopeconomie Het traagheidsmoment van het zwaaibeen is een bepalende factor voor de loopeconomie bij langeafstandlopers [15](#page=15). * **Voordeel Kenianen:** Kenianen hebben antropometrische en genetische voordelen die hun loopeconomie verbeteren. De totale inertie wordt voornamelijk bepaald door de inertie van het onderbeen en de voet. Kenianen hebben vaak andere onderbenen met een hogere massa, wat, gecombineerd met een hoger massamiddelpunt en dus een meer proximaal deelzwaartepunt, leidt tot een kleiner traagheidsmoment. Aangezien $I = m \cdot r^2$, leidt een kleinere $r$ tot een kleinere $I$ [15](#page=15). * Een kleiner traagheidsmoment resulteert in een grotere angulaire frequentie ($I = \frac{\tau}{\alpha}$) . Dit vertaalt zich in een hogere stapfrequentie, waardoor Kenianen bij dezelfde krachtlevering hogere snelheden kunnen behalen [15](#page=15). * De mate van knieflexie speelt eveneens een rol in de loopeconomie [15](#page=15). * Dunne onderbenen bij Kenianen verminderen de zuurstofbehoefte van de spieren. Bij gelijke maximale zuurstofopname ($VO_2 max$) kan iemand met dunnere benen een betere prestatie leveren, omdat meer zuurstof beschikbaar is voor de prestatie zelf [15](#page=15). ### 3.6 Traagheidsmoment ten opzichte van een as buiten het lichaam Dit concept is relevant voor gymnastische houdingen ten opzichte van externe objecten, zoals de rekstok [15](#page=15). > **Voorbeeld:** Bij een buikdraai voorwaarts ten opzichte van de rekstok valt de rotatie-as samen met de heup of dij. Een deel van de massa's bevindt zich aan de ene kant van de rekstok en een ander deel aan de andere kant. De deelzwaartepunten bevinden zich daardoor dichter bij de rekstok dan bij bijvoorbeeld een reuzenzwaai rugwaarts. Dit resulteert in een kleiner traagheidsmoment, waardoor de oefening gemakkelijker wordt [16](#page=16). --- # Kinematica: Bewegingsanalyse Kinematica is de studie die zich bezighoudt met de beschrijving van bewegingen, zonder rekening te houden met de oorzaken van die bewegingen [17](#page=17). ### 4.1 Fundamentele Concepten in Bewegingsanalyse #### 4.1.1 Kinematische Ketens Een kinematische keten is een serie opeenvolgende, verbonden lichamsonderdelen die bewegen [17](#page=17). * **Open kinematische keten:** Hierbij beweegt het meest distale (verst gelegen) segment vrij in de ruimte, zoals bij een balworp of het heffen van gewichten [17](#page=17). * **Gesloten kinematische keten:** Hierbij is het meest distale segment verbonden met een vast voorwerp, zoals een rekstok of de grond. Dit type keten verhoogt de kans op overbelastingsblessures, zoals bij pompen of optrekken [17](#page=17). Om een kinematische bewegingsbeschrijving te maken, worden vereenvoudigingen toegepast: * Lichamsonderdelen worden beschouwd als segmenten met een constante massa, lengte en traagheidsmoment [17](#page=17). * Deze segmenten roteren rond gewrichten met vaste draaiassen [17](#page=17). #### 4.1.2 Vrijheidsgraden (Degrees of Freedom - DOF) Vrijheidsgraden vertegenwoordigen het aantal onafhankelijke parameters dat nodig is om de positie van een object te specificeren [17](#page=17). * **Zes vrijheidsgraden:** Elk segment kan transleren langs drie assen (evenwijdig aan het referentierooster) en roteren rond drie assen (evenwijdig aan het referentierooster) [17](#page=17). * **Referentieroosters:** Beweging kan worden geanalyseerd vanuit twee perspectieven: een lokaal (segment-gebonden) referentierooster of een globaal (ruimte-gebonden) referentierooster [17](#page=17). * **Anatomische vrijheidsgraden:** Niet elk gewricht maakt alle zes de theoretische bewegingen mogelijk. De anatomische structuur beperkt het aantal bewegingen tot 1, 2 of 3, afhankelijk van het gewricht. Bijvoorbeeld, de knie kent voornamelijk flexie-extensie, terwijl de enkel drie rotatiemogelijkheden heeft [17](#page=17). #### 4.1.3 Bewegingsvlakken en Assen Voor 2D-analyses is het essentieel om bewegingen te situeren in specifieke vlakken en rond assen: * **Sagittaal vlak:** Flexie-extensie, rotatie om de medio-laterale as [17](#page=17). * **Transversaal vlak:** Exorotatie/endorotatie, rotatie om de cephalo-caudale as [18](#page=18). * **Frontaal vlak:** Abductie/adductie, rotatie om de antero-posterieure as [18](#page=18). ### 4.2 Kwalitatieve Bewegingsbeschrijving Een kwalitatieve bewegingsbeschrijving is een beschrijving van een beweging die niet wordt uitgedrukt in gemeten kwantitatieve variabelen. Deze analyses worden vaak visueel uitgevoerd, gebaseerd op functionele anatomie [18](#page=18). * **Beschrijvingsmethoden:** * **Absolute termen:** Rechte lijn, amplitude, cyclisch, vloeiend [18](#page=18). * **Relatieve termen:** Te veel kniebuiging, meer arminzet, krachtige beenzwaai [18](#page=18). * **Hulpmiddelen:** Beelden worden vaak opgenomen met video en verwerkt met software zoals Kinovea of Dartfish [18](#page=18). * **Belangrijke elementen:** Het herkennen van functionele fasen (bv. uitval, zwaaifase) is cruciaal. Auditieve ondersteuning met een bewegingsritme kan ook nuttig zijn [18](#page=18). * **Spatio-temporele analyse:** Zelfs in een kwalitatieve analyse is temporele analyse mogelijk door het bepalen van beeldfrequentie of het gebruik van een chronometer. Dit vereist een referentiekader [18](#page=18). * **Overgang naar kwantitatieve analyse:** Een kwalitatieve analyse kan overgaan in een kwantitatieve analyse [18](#page=18). * **Vermijden van oversimplificatie:** Het is belangrijk om niet te simplistisch te werk te gaan. De analyse wordt adequater wanneer deze wordt gecombineerd met andere biomechanische variabelen, zoals externe krachten of spieractiviteit (EMG), wat leidt tot een kinesiologische analyse [18](#page=18). #### 4.2.1 Voorbeeld van Kwalitatieve Bewegingsanalyse Een gestructureerde kwalitatieve analyse omvat: 1. **Relevant kinematisch model bepalen:** Afhankelijk van de beweging wordt een specifieke camerapositie of anatomisch vlak in beeld gebracht (soms in 2D) [19](#page=19). 2. **Bewegingsfasen/events afbakenen.** [19](#page=19). 3. **Beschrijving baseren op functioneel anatomische terminologie.** [19](#page=19). #### 4.2.2 Proximo-distale Snelheidsopbouw Veel bewegingen, zoals de bovenhandse worp, tennisopslag, kogelstoten en speerwerpen, delen een gemeenschappelijk principe: de proximo-distale sequentie. Dit houdt in dat snelheid geleidelijk wordt opgebouwd in de proximale gewrichten en via bi-articulaire spieren wordt overgedragen naar het meest distale segment, wat resulteert in een continue snelheidsstijging [20](#page=20). > **Voorbeeld:** Bij een bovenhandse worp wordt de snelheid opgebouwd vanuit de benen, romp, schouder, elleboog en pols, om de bal met maximale snelheid weg te slaan [20](#page=20). ### 4.3 Kwantitatieve Bewegingsbeschrijving Kwantitatieve bewegingsanalyses maken gebruik van gemeten variabelen en bieden een gedetailleerdere inzage in de beweging [21](#page=21). #### 4.3.1 Positie in Tijd Dit type analyse beschrijft de positie van bewegende delen over een bepaalde tijdsperiode. Het kan zowel in 2D $(x_i, y_i)$ als in 3D $(x_i, y_i, z_i)$ worden weergegeven [21](#page=21). * **Streepjesfiguren:** Kunnen worden gebruikt om verschillende gradaties van een beweging te visualiseren, zoals maximale en sub-maximale sprongen [21](#page=21). * **Aanduiding van balbaan:** Visualiseert het traject van een object, zoals een bal [22](#page=22). * **Bewegingstraject van objecten:** Bijvoorbeeld het traject van een raket of golfclub, waarbij de proximo-distale sequentie zichtbaar is [22](#page=22). * **Vergelijken van situaties:** Door de lineaire verplaatsing van verschillende lichaamsdelen in verschillende scenario's (bv. skiën op kunstgras vs. sneeuw, roeien op een ergometer vs. in een skiff) te vergelijken, kunnen grote verschillen in bewegingsverloop en efficiëntie worden aangetoond [22](#page=22). > **Voorbeeld:** Bij roeien op een ergometer is het bewegingstraject van de heup een vlak verloop, terwijl het op een skiff op water een 8-vormige curve vertoont. De snelheid van de pols is cruciaal voor de voortstuwing, en het apparaat moet een vergelijkbaar polssnelheidsprofiel vertonen om een effectieve trainingstool te zijn [22](#page=22). * **Positie van het Leidende Zwaartepunt (LZP) in de tijd:** [22](#page=22). * **Verenspringen:** Het traject van het LZP bij verspringen kan worden opgedeeld in vier fasen: afspronghoogte, vluchtbaan, landingshoogte en landingspositie. Snelheidsvectoren worden weergegeven. De atleet zet horizontale aanloopsnelheid om in verticale snelheid, wat een angulair moment genereert. Dit wordt gecompenseerd door lokale angulaire momenten met de armen [22](#page=22). #### 4.3.2 Eén Variabele in de Tijd Dit betreft de weergave van één specifieke bewegingsvariabele (lineair of angulair, positie, snelheid of versnelling) in functie van de tijd. De tijd kan absoluut (in seconden) of relatief (genormaliseerd naar een fase of de volledige cyclus in procenten) worden weergegeven [23](#page=23). * **Voorbeelden:** * **Gewrichtshoek of lichaamssegmenthoek:** Deze worden in grafieken geplot tegen de tijd [23](#page=23). * **Prestatiebepalende factoren bij sprongopslag in volleybal:** Een vergelijking tussen elite en sub-elite atleten kan inzichten geven in hoe kinematische variabelen de prestatie beïnvloeden [23](#page=23). > **Opmerking:** De snelheid van de bal is significant groter dan de snelheid van de hand op het moment van impact. Dit komt door het verschil in massa. Het lineaire momentum vóór de impact is gelijk aan het lineaire momentum ná de impact, volgens het principe van behoud van lineair momentum. In een perfect elastische botsing geldt: $(m_{\text{arm}} \cdot v_{\text{armvoor}} + m_{\text{bal}} \cdot v_{\text{balvoor}}) = (m_{\text{arm}} \cdot v_{\text{armna}} + m_{\text{bal}} \cdot v_{\text{balna}})$ Echter, in werkelijkheid is de botsing zelden perfect elastisch (elasticiteitscoëfficiënt vaak niet groter dan 0,5), waardoor een deel van de snelheid verloren gaat door vervorming van de bal [23](#page=23). | Bepalende factoren | Elite atleet | Sub-elite atleet | | :----------------- | :---------------------------------------------- | :----------------------------------------------- | | Grootte atleet | Groot | Kleiner | | Spronghoogte | Zeer hoog springen | Minder hoog springen | | Snelheid van bal | Grotere balsnelheid (29,3 m/s) -> kortere vluchttijd (0,65s) | Minder grote snelheid (24,9 m/s) -> langere vluchttijd (0,84s) | | Richting slag | Onder relatief vlakke hoek (10,5°) -> grotere horizontale balsnelheid | Grotere hoek (17,7 °) | | Swing a/d bal | Slag van 4,3°/s | Slag van 3,6°/s | | Snelheid van hand | 11,2 m/s | 9,2 m/s | #### 4.3.3 Variabele 1 vs. Variabele 2 Dit type analyse plot twee variabelen tegen elkaar, wat vaak wordt toegepast bij cyclische bewegingen zoals lopen of springtouwen [23](#page=23). * **Hoek-hoekdiagrammen:** Deze grafieken geven informatie over de coördinatie van bewegingen, zoals de relatie tussen de knie- en heuphoek tijdens het lopen [23](#page=23). * Het gearceerde vlak vertegenwoordigt de range of motion (bereik van beweging) van een lichaamsdeel, bijvoorbeeld een been [23](#page=23). * De grafiek toont de snelheidstoename van voor naar achter [24](#page=24). * Op de x-as wordt het verloop van de dijhoek weergegeven (hoek ten opzichte van de verticale). Positieve waarden betekenen dat het been voor de verticale staat, negatieve waarden dat het been achter de verticale staat [24](#page=24). * Op de y-as wordt het verloop van de kniehoek (flexie/extensie) weergegeven [24](#page=24). * De combinatie van beide assen geeft het bewegingsverloop van het been tijdens het lopen weer [24](#page=24). * De hellingsgraad van de grafiek beïnvloedt de coördinatie: * **Naar beneden lopen:** Beperkte knie-extensie om het lopen onder controle te houden [24](#page=24). * **Naar boven lopen:** Extreme knie-extensie is nodig om tegen de zwaartekracht in te lopen [24](#page=24). * De totale oppervlakte onder de curve kan een indicatie geven van de inspanning [24](#page=24). #### 4.3.4 Tijd-ruimtelijke Stapfactoren Dit betreft spatio-temporele factoren bij wandelen en lopen, specifiek staplengte en stapfrequentie [24](#page=24). * **Basisdefinities:** * **Stap:** Van contact van het ene been tot contact van het andere been [24](#page=24). * **Schrede:** Twee stappen; de periode tussen het contact van één voet en het volgende contact van dezelfde voet [24](#page=24). * **Standfase:** Duur van het contact met één voet [24](#page=24). * **Zwaaifase:** Het zwaaien van een been door de lucht [24](#page=24). * **Dubbele steunfase:** Beide voeten zijn tegelijkertijd in contact met de grond [24](#page=24). * **Vluchttijd:** De periode waarin geen enkel contact met de grond is (beide voeten in de lucht) [24](#page=24). * **Verschillen tussen wandelen en lopen:** | Kenmerk | Wandelen | Lopen | | :----------------------- | :-------------------------------------------- | :------------------------------------------------------- | | Snelheid | Trager | Sneller | | Stap- en schredelengte | Korter | Langer | | Stap- en schredefrequentie| Lagere frequentie | Meer stappen in eenzelfde tijdsinterval | | Standfase | Langer (0,55-0,65s) | Korter (0,2-0,3s) | | Verhouding steun-zwaaifase | Steunfase duurt relatief langer dan zwaaifase (40%) | Zwaaifase (70%) duurt relatief langer dan steunfase | | Dubbele steunfase | Een moment dat beide voeten contact maken | Afwezig | | Vluchttijd | Afwezig | Moment dat persoon geen contact heeft/in de lucht is. | * **Evolutie van wandelen naar lopen naar sprinten:** [25](#page=25). * **Duty Factor:** De verhouding van de steunfase tot de schredefase [26](#page=26). * Duty factor > 0,5: Dubbele steunfase [26](#page=26). * Duty factor = 0,5: Snelwandelen [26](#page=26). * Duty factor < 0,5: Vluchtfase (lopen/sprinten); hoe kleiner de duty factor, hoe sneller de beweging [26](#page=26). * **Verhoging van tempo (in lopen):** * De zwaaifase neemt toe met de snelheid, voornamelijk in relatieve duur, terwijl de absolute duur nagenoeg gelijk blijft [26](#page=26). * De contactfase neemt af in zowel absolute als relatieve duur [26](#page=26). * **Berekeningen:** * Gemiddelde snelheid ($v_{\text{gem}}$) = staplengte $\times$ stapfrequentie, of schredelengte $\times$ schredefrequentie [26](#page=26). * Schredefrequentie = $\frac{\text{# schredes}}{\text{# seconden}}$ of schredetijd = $\frac{1}{\text{schredefrequentie}}$ [26](#page=26). * Stapfrequentie = $\frac{\text{schredefrequentie}}{2}$ [26](#page=26). * **Evolutie van loopsnelheid:** De grafiek toont de relatie tussen staplengte en stapfrequentie voor verschillende loopsnelheden [26](#page=26). * **Loopgedeelte (4-6 m/s):** Bij snelheidsverhoging is er voornamelijk een toename in staplengte [26](#page=26). * **Sprintgedeelte (8-9 m/s):** Bij snelheidsverhoging is er voornamelijk een stijging in stapfrequentie, met minimale toename in staplengte omdat deze bijna zijn maximum heeft bereikt. Om de stapfrequentie te verhogen, moet het contact kort zijn en het been snel vooruit gezwaaid worden. Sterk ontwikkelde hamstrings helpen bij het snel optrekken van het been [26](#page=26). * **Verband schredelengte en schredenfrequentie bij verschillende lopers:** De verhouding kan variëren. Bij sprinten kan een stijging van de schredenfrequentie leiden tot een vermindering van de staplengte. Flexibiliteitstraining en antropometrische eigenschappen zijn belangrijk voor een optimale staplengte. Elke loper heeft een individuele loopstijl [27](#page=27). #### 4.3.5 Spatio-temporele Analyse van Sprint (Usain Bolt) * **Blauwe curve:** Geeft het gemeten verloop van de snelheid weer (met infraroodstraling). Versnelling-vertraging-versnelling cycli treden op doordat het LZP zich verplaatst ten opzichte van het steunpunt [27](#page=27). * **Rode curve:** Geeft de gemiddelde snelheid weer (zonder schommelingen) [27](#page=27). * **Sprintfasen:** 1. **Initiële versnellingsfase:** Opbouwen van snelheid [27](#page=27). 2. **Secundaire versnellingsfase:** Versnellen tot maximale snelheid [27](#page=27). 3. **Maximale snelheidsfase:** Aanhouden van de maximale snelheid (anaëroob) [27](#page=27). 4. **Snelheidsverval:** Afname van snelheid omdat de maximale snelheid niet kan worden volgehouden [27](#page=27). --- # Dynamica en wetten van Newton Dit hoofdstuk verdiept zich in de dynamica van beweging, de toepassing van de wetten van Newton, krachten, momenten en evenwichtsconcepten, zowel statisch als dynamisch [28](#page=28). ### 5.1 Het doel en de wetten van Newton Dynamica bestudeert de interactie tussen een lichaam en zijn omgeving, waarbij krachten en krachtmomenten de oorzaak zijn van beweging en bewegingsverandering. Massa en traagheidsmoment zijn traagheidskenmerken die de evenredigheidsfactor vormen tussen inwerkende krachten en versnelling [28](#page=28). De dynamica is gebaseerd op de drie wetten van Newton: * **Eerste wet van Newton (traagheidswet):** Een voorwerp waarop geen resulterende kracht werkt, blijft in rust of beweegt zich rechtlijnig met constante snelheid voort [28](#page=28). * **Tweede wet van Newton (kracht-snelheid):** Wanneer er een resulterende kracht op een voorwerp werkt, zal het voorwerp versnellen, vertragen of van richting veranderen [28](#page=28). * **Derde wet van Newton (actie-reactie):** Als voorwerp A een kracht uitoefent op voorwerp B, gaat deze kracht gepaard met een even grote maar tegengestelde kracht van B op A [28](#page=28). #### 5.1.1 Dynamische analyse Een dynamische analyse omvat de volgende stappen: * **Construeren van een vrijlichaamsdiagram:** Dit is een zelfgekozen deel van het lichaam dat los wordt gedacht van zijn omgeving. Dit kan het hele lichaam zijn of specifieke segmenten [28](#page=28). * **Massamiddelpunt bepalen:** Rekening houdend met het massamiddelpunt van lichaamssegmenten [28](#page=28). * **Krachten en momenten aanduiden:** Alle inwerkende (bekende en onbekende) krachtvectoren en krachtmomenten worden aangeduid. Alleen externe krachten en momenten worden in beschouwing genomen [28](#page=28). * Op een plat vlak heffen normaalkracht en gravitatiekracht elkaar op. De normaalkracht is altijd loodrecht op het steunvlak [28](#page=28). * Bij verplaatsing over de grond is er sprake van een frictiekracht [28](#page=28). * Op een helling wordt de gravitatiekracht opgesplitst in: * Een versnellende vector: $m \cdot g \cdot \sin(\theta)$ [28](#page=28). * Een vector die de normaalkracht opheft: $m \cdot g \cdot \cos(\theta)$ [28](#page=28). De grootte van deze vectoren is afhankelijk van de hellingsgraad [28](#page=28). * **Geschikt referentiestelsel kiezen:** [29](#page=29). * **Wetten van Newton toepassen:** [29](#page=29). Het is cruciaal om te bepalen welk lichaam of welk segment in beschouwing wordt genomen, afhankelijk van het onderzoeksvraagstuk (bijvoorbeeld een bewegingswetenschapper kijkt naar de fietser + lichaam, een ingenieur naar de fietskwaliteit) [29](#page=29). #### 5.1.2 Soorten krachten | Kracht | Formule | | :--------------------- | :-------------------------------------------- | | Gewicht | $m \cdot g$ | | Wrijvingskracht | $F_w = \mu_s \cdot N$ (statisch), $F_w = \mu_k \cdot N$ (dynamisch) | [29](#page=29). | Lucht-/waterweerstand | $F_d = \frac{1}{2} \cdot \rho \cdot v^2 \cdot C_d \cdot A$ | [29](#page=29). | Centripetale krachten | $F_{cp} = m \cdot \omega^2 \cdot r$ | [29](#page=29). | | $F_{cp} = m \cdot \frac{v^2}{r}$ | [29](#page=29). | Elastische krachten | $F = k \cdot x$ | [29](#page=29). | Reactiekrachten | Bijv. normaalkracht, trekkracht, grondreactiekracht | [29](#page=29). ### 5.2 Evenwicht Evenwicht kan statisch of dynamisch zijn. #### 5.2.1 Statisch evenwicht * **Principe:** Er is geen snelheid en geen versnelling. Zowel de krachtenbalans als de momentenbalans zijn gelijk aan nul [29](#page=29). * Statische momentenbalans: $\sum \tau = 0$ [30](#page=30). * Statische krachtenbalans: $\sum F = 0$ [30](#page=30). **Factoren bepalend voor stabiliteit en evenwicht:** * **Massa:** Een grotere massa verhoogt de stabiliteit [30](#page=30). * **LZP (Lichaamszwaartepunt):** Hoe lager het LZP, hoe stabieler het lichaam. Een hoger LZP maakt het lichaam minder stabiel [30](#page=30). * **Grootte van het steunvlak:** Evenwicht wordt behouden zolang de krachtvector binnen het steunvlak valt [30](#page=30). * **Kantelhoek:** Een grotere kantelhoek leidt tot een groter krachtmoment, wat meer kracht vereist om kantelen te voorkomen [30](#page=30). * **Stabiliserend moment:** Een moment dat kanteling tegengaat [30](#page=30). > **Voorbeelden uit de sport:** > * Basketbalspelers staan met gebogen en open benen: lager LZP, groter stabiliserend vermogen en breder steunvlak [30](#page=30). > * Een gymnast in evenwicht: geen resulterende krachtvector of moment (indien normaalkracht en gravitatiekracht loodrecht staan, is er geen momentsarm). Het lichaamszwaartepunt valt boven het steunpunt [30](#page=30). > **Tip:** Statisch evenwicht is aanwezig wanneer het LZP boven het steunpunt valt (tussen 65-76, specifiekere paginanummers ontbreken hier) [30](#page=30). #### 5.2.2 Dynamische postural sway Zelfs bij stilstand is er constante minimale rotatie rond de enkelas. Er is een voortdurende beweging van het LZP ten opzichte van de COP (Center of Pressure). Dit resulteert in een lichaamszwaai (omgekeerde pendulumbeweging) in het sagittaal vlak met een frequentie van 0,5-1,5 Hz [30](#page=30). * De afstand tussen de aangrijpingspunten van krachten en de enkelas creëert een momentsarm, wat leidt tot een moment en versnelling van het LZP [31](#page=31). * Initieel is de versnelling naar voren gericht, gevolgd door een voorwaartse snelheid. Het lichaam reageert hierop door op de tenen te duwen, wat een achterwaartse versnelling veroorzaakt en de momentsarmen kleiner maakt. Dit cyclische proces leidt tot een constante pendelbeweging [31](#page=31). De relatie tussen moment, inertie en hoekversnelling is: $$ \tau = I \cdot \alpha $$ [31](#page=31). Voor de sway is de vergelijking (onder bepaalde aannames): $$ p \cdot R_y - g \cdot G = I \cdot \alpha $$ [31](#page=31). mits $R_y = g \cdot p - g = \frac{I \cdot \alpha}{G}$ [31](#page=31). De grootte van de momentsarmen is afhankelijk van de posities van COMx en COPx. De pendelzwaai wordt volledig gecontroleerd door de locatie/verplaatsing van de COPx, aangezien de COMx niet te controleren is. Dit gebeurt actief door kuitspiercontractie om meer op de bal van de voet te steunen, waardoor COPx meer ventraal verschuift [31](#page=31). De horizontale versnelling van het LZP (COMacc) wordt bepaald door de voor-achterwaartse afstand tussen COPx en COMx: $$ COP_x - COM_x = \frac{I_e \cdot COM_{acc}}{G} \cdot h $$ [31](#page=31). waarbij $h$ de hoogte van de COM boven de enkels is en $I_e$ het traagheidsmoment rond de flexie-extensie as door de enkels [32](#page=32). De metingen van COP-verplaatsingen met drukmeetplaten laten zien waar het COP zich bevindt, meestal tussen de voeten. Ongelijke drukverdeling kan beweging in medio-laterale richting veroorzaken [32](#page=32). * **Fysiologisch belang:** Postural sway activeert continu het kuitpompmechanisme, wat de veneuze terugkeer verbetert [32](#page=32). * **Posturografie:** Het bestuderen van deze pendelbeweging wordt gebruikt bij de beoordeling van lichaams- of evenwichtsproblemen (bv. Rombergtest) [32](#page=32). #### 5.2.3 Dynamisch evenwicht Dynamisch evenwicht treedt op tijdens beweging. ##### 5.2.3.1 Dynamisch evenwicht – Translatie De verticale hoogtesprong wordt gebruikt als voorbeeld voor dynamisch evenwicht in één dimensie (verticaal opwaarts). Translaties zijn ook mogelijk in 2D, waarbij de krachtenbalans wordt ontbonden in x- en y-componenten: $$ \sum F_x = m \cdot a_x $$ [32](#page=32). $$ \sum F_y = m \cdot a_y $$ [32](#page=32). Tijdens de dynamische analyse van een sprong werken twee krachten op het lichaam: * De verticale grondreactiekracht (VGRK), aangrijpend in het steunpunt [33](#page=33). * De gravitatiekracht (G), aangrijpend in het LZP [33](#page=33). De krachtenbalans in de y-richting is: $$ \sum F_y = m \cdot a_y $$ $$ F_{ry} - G = m \cdot a_y $$ [33](#page=33). Over een tijdsinterval geldt de impuls-momentum relatie. De VGRK kan gemeten worden met een krachtmeetplatform, waaruit de verticale versnelling van het LZP berekend kan worden. Integratie van de versnelling geeft de snelheid en positie [33](#page=33). **Verloop van de VGRK tijdens een sprong:** * Eerst neemt de VGRK af door daling van het LZP (negatieve versnelling) [34](#page=34). * Vervolgens neemt de kracht toe (positieve versnelling), om het LZP omhoog te brengen (actieve impuls) [34](#page=34). * De GRK is nul bij het verlaten van de grond [34](#page=34). De take-off snelheid bepaalt de spronghoogte, aangezien vanaf dat moment enkel de zwaartekracht nog inwerkt [34](#page=34). **Toepassingen van de verticale hoogtesprong:** 1. **Bepalen van spronghoogte (Sargeant "reach and jump" test):** * Principe: Reikhoogte wordt gemeten, gevolgd door de spronghoogte. Spronghoogte = bereikte hoogte - reikhoogte [34](#page=34). * Nadelen: De startpositie met hielen op de grond geeft reeds hoogtewinst door het afzetten met de tenen. De spronghoogte wordt beïnvloed door de sprongtechniek [34](#page=34). * De gouden standaard voor het bepalen van spronghoogte is via VGRK [34](#page=34). 2. **Van vluchttijd naar vluchthoogte:** Spronghoogte kan berekend worden uit de vluchttijd (gemeten via video, Optojump, of krachtmeetplatform) [34](#page=34). De vluchthoogte ($h_v$) kan worden berekend met: $$ h_v = \frac{v_{0y}^2}{2g} $$ [35](#page=35). waarbij $v_{0y}$ de initiële verticale afstootssnelheid is en $g$ de valversnelling. 3. **Van VGK naar totale spronghoogte:** Totale spronghoogte = vluchthoogte + contacthoogte (hoogtewinst door op de tenen staan) [35](#page=35). Eerst wordt VGRK omgezet in versnelling ($F=ma$) en vervolgens via integratie in snelheid en positie [35](#page=35). 4. **Mechanisch sprongvermogen:** Geeft het temporele verloop van vermogen tijdens de sprong weer (gemiddeld en piekvermogen) [35](#page=35). 5. **Vergelijkingen maximale en submaximale hoogtesprong (getraind vs. ongetraind):** Een grotere positieve snelheid bij take-off leidt tot een langere vluchttijd, aangezien er in de lucht enkel nog een negatieve versnelling werkt [36](#page=36). Vluchttijd ($t$) kan berekend worden vanuit de take-off snelheid ($v_0$): $$ t = \frac{v_0}{g} $$ [36](#page=36). Daaruit kan de vluchthoogte berekend worden [36](#page=36). 6. **Squat jump vs. Counter movement jump (CMJ):** * **Excentrische voorspanning:** CMJ is efficiënter door excentrische voorspanning van de spieren, wat leidt tot betere strekking en een positieve versnelling [36](#page=36). * **Grotere actieve impuls:** Bij CMJ wordt de kracht over een langere periode geleverd, wat resulteert in een grotere actieve impuls en take-off snelheid [36](#page=36). * **Grotere vluchttijd:** CMJ resulteert in een langere vluchttijd en dus hogere sprong [36](#page=36). 7. **Relatie tussen versnelling van deelsegmenten en LZP-versnelling:** De versnelling van het LZP wordt bepaald door de deelversnellingen van alle lichaamssegmenten [37](#page=37). Bij snelle bewegingen van lichaamssegmenten (bv. armzwaai) kan de GRK nul worden of verdubbelen [37](#page=37). $$ \sum F = m \cdot a $$ [37](#page=37). De GRK is gelijk aan $G$ + versnelling van het LZP [37](#page=37). Met de massa van de armen als 10% van de totale lichaamsmassa, kan een armversnelling van -10g leiden tot GRK=0 [37](#page=37). Een armversnelling van +10g leidt tot een verdubbeling van de GRK [38](#page=38). * **Sprong zonder vs. met armen:** Een springer met armzwaai springt 15-20% hoger door coördinatie en een grotere verticale afstootssnelheid [38](#page=38). 8. **Het remwegprincipe:** Bij de landing moet het lineaire momentum van het lichaam worden afgeremd, waarbij de GRK geminimaliseerd wordt door de afremtijd en -afstand te maximaliseren [38](#page=38). De GRK kent een passief en een actief deel [39](#page=39). * **Passieve piek:** Eerste 50 ms na aanraking, opgevangen door voet, onderbeen en dij. Schok wordt opgevangen door lichaamsmateriaal (kraakbeen, vetweefsel) en externe materialen (schoenen, ondergrond) [39](#page=39). * **Inveren:** Energie wordt (bijna) volledig teruggegeven [39](#page=39). * **Schokdemping:** Energie wordt geabsorbeerd (energieverlies). Dit verlaagt de impactkracht (blessurepreventie), maar kan leiden tot tragere bewegingen (bv. lopen op beton vs. valmat) [39](#page=39). * **Juist afgesteld landingsoppervlak:** Balans tussen vervorming/remweg en stabiliteit is cruciaal. Te veel vervorming kan leiden tot instabiliteit in de enkel [40](#page=40). * **Reologisch model (Voight):** Beschrijft visco-elastische materialen met een parallelle veer en demper [40](#page=40). * **Actieve piek:** Opgevangen door 69% van het LG, door lichaamsbeweging (bv. diepe knieflexie). Dit vergroot remtijd en -afstand, waardoor de GRK daalt (impact kan verminderen van 3x naar 1,5x lichaamsgewicht) [41](#page=41). * Diepe flexie kan echter leiden tot ligamentaire schade, zeker in combinatie met snelle richtingsverandering (kans op ACL blessure) [41](#page=41). * **Impactkracht geschoeid lopen met initieel hielcontact:** * **VGRK:** Bij lopen zijn er ook passieve en actieve pieken, maar de passieve piek is kleiner en de actieve piek groter dan bij landen [41](#page=41). * **Ant-post GRK:** Een voortdurende pendulumbeweging zorgt voor een constante gemiddelde snelheid [41](#page=41). * **Loading rate:** Snelheid waarmee de piek van de VGRK wordt gehaald. Bij blootsvoets lopen is de loading rate groter, wat meer belastend is [42](#page=42). * Een kortere contacttijd zorgt voor grotere impact [42](#page=42). * **Piek Tibiale Acceleratie (PTA):** Hoge versnelling op het relatief kleine onderbeen van het scheenbeen, wat leidt tot grote impact en overbelastingsblessures (bv. scheenbeenvliesontsteking) [42](#page=42). * Een systeem met accelerometer en Bluetooth in een kous kan impact monitoren. Een drempelwaarde voor overbelasting (8g) wordt ingesteld; bij overschrijding klinkt er ruis [43](#page=43). * De impact kan verlaagd worden door de stapfrequentie te vergroten, wat de vluchttijd beperkt [43](#page=43). ##### 5.2.3.2 Dynamisch evenwicht – Rotatie * **Link tussen lineair en rotatie:** Spierkracht genereert momenten in gewrichten, wat beweging veroorzaakt [44](#page=44). * Analoog aan translatie, is er bij rotatie een dynamische momentenbalans [44](#page=44). * Rotatie kan rond een ruimtelijk vaste as of rond een as door het lichaamszwaartepunt plaatsvinden [44](#page=44). * De reuzenzwaai aan de rekstok is een voorbeeld van momenteel dynamisch evenwicht [44](#page=44). $$ \tau = I \cdot \alpha $$ [45](#page=45). waarbij $\tau$ het rotatiemoment is, $I$ het traagheidsmoment en $\alpha$ de hoekversnelling. * **Slingerverkorting:** Om negatieve versnelling te beperken, verkleinen turners de momentsarm (bv. door hoeken in heup/schouders) [45](#page=45). Het zwaartepunt volgt geen cirkelvormige baan, maar vertoont verlenging in kwadrant 2 (positieve versnelling) en verkorting in kwadrant 3 en 4 (negatieve versnelling minimaliseren) [45](#page=45). * **Angulair impuls-momentum relatie:** [45](#page=45). * **Rotatieopbouw bij buikdraai rugwaarts:** Eerst achteruitzwaaien om positief angulair moment te creëren (toename momentsarm, grotere positieve hoekversnelling). Daarna LZP dichter bij de rekstok brengen en hoeken in de bekken om de momentsarm te verkleinen en negatieve versnelling te beperken [46](#page=46). * **Paaldansen:** Moeilijkheid is afhankelijk van het angulair moment. Een grote momentsarm (LZP ver weg van paal) creëert een groot angulair moment dat door spieren moet worden tegengewerkt [46](#page=46). ##### 5.2.3.3 Dynamisch evenwicht – Translatie + Rotatie Wanneer er geroteerd wordt rond een denkbeeldige as door het LZP, is er vaak een combinatie van rotatie en translatie [46](#page=46). * **Drie draai-assen:** * Longitudinale as (cephalo-caudale): Pirouette, schroef [46](#page=46). * Antero-posterieure as: Radslag [46](#page=46). * Medio-laterale as: Salto [46](#page=46). * **Rotaties opgebouwd tijdens afstoot:** * **Excentrische afstoot:** Een afstootkracht die niet door het LZP gaat, creëert zowel rotatie rond een as door het LZP als translatie van het LZP [46](#page=46). * Bij verticale hoogtesprong gaat de GRK door het LZP, resulterend in zuivere translatie [47](#page=47). * Bij excentrisch afstoten ligt het LZP voor of achter het steunpunt, wat leidt tot een angulair moment [47](#page=47). * **Angulaire impuls-momentum relatie tijdens afstoot:** Gedurende de afstoot geldt: $\tau = I \cdot \alpha = \frac{dL}{dt}$ [47](#page=47). Bij verkleining van inertie ($I$), neemt de rotatiesnelheid ($\alpha$) toe, mits angulair momentum ($L$) constant blijft [47](#page=47). Net voor de landing wordt het lichaam uitgestrekt om stabiliteit te behouden (vergroten van inertie $I$ vermindert rotatiesnelheid $\alpha$) [47](#page=47). * **Opbouwen van lokaal angulair momentum:** Gebruik van lichaamssegmenten (bv. armzwaai, beenzwaai, lichaamstorsie) om extra angulair momentum te creëren en over te dragen aan het volledige lichaam [48](#page=48). * Contactschroef: Armen gebruiken om rotatie in te zetten en weerstand te verminderen [48](#page=48). * Salto rugwaarts uit stand: Achterwaarts zwaaien van armen om rotatie te vergemakkelijken [48](#page=48). * **Gemengd afstoten (translatie + rotatie):** * Tijdens de afstoot geldt de impuls-momentum relatie voor zowel translatie als rotatie [48](#page=48). * Doel van afstoot bepaalt focus: meer impuls voor translatie (verspringen) of meer angulair momentum voor rotatie (duiken) [48](#page=48). * **Verspringen:** Nadruk op het behouden van horizontale snelheid en het omzetten van een deel naar verticale snelheid voor een vlakke paraboolbaan [49](#page=49). * De aanloopsnelheid wordt deels omgezet in verticale snelheid door de pivotfunctie [50](#page=50). * Rotatie is bij verspringen een nadelig bijeffect dat gecontroleerd moet worden [50](#page=50). * **Duiken:** Vereist optimaal angulair momentum, met lichte translatie om van de plank in het water te geraken [48](#page=48). * **Beïnvloeding van rotaties tijdens de vlucht:** * In vrije lucht is het angulair momentum ($L_0$) constant (enkel zwaartekracht werkt) [53](#page=53). * **Wijzigen van traagheidsmoment:** Door het lichaam te groeperen (verkleinen van $I$), neemt de hoeksnelheid ($\omega$) toe [53](#page=53). * Schaatsers maken pirouettes sneller door armen bij zich te houden [53](#page=53). * **Verdelen van totaal angulair momentum over deelsegmenten:** Een contrarotatie van een segment kan de lichaamsrotatie tijdelijk doen toenemen of afremmen [53](#page=53). * Loop-/hangtechniek bij verspringen: Ongewenste rotatie wordt tegengewerkt door armzwaai en loopbewegingen [53](#page=53). * **Rotaties opgebouwd in vrije lucht:** Rotatie zonder initiële hoeveelheid angulair momentum. Katten kunnen dit bijvoorbeeld [55](#page=55). --- # Kinesiologie: Mechanische eigenschappen van lichaamsweefsels en spierwerking De kinesiologie bestudeert de beweging van het menselijk lichaam, waarbij gewrichtssystemen worden geanalyseerd als functionele eenheden die bestaan uit botten, gewrichten, ligamenten, pezen en spieren, onder neuro-motorische controle [56](#page=56). ### 6.1 Mechanische eigenschappen van botten Botten dienen als hefboommechanismen voor beweging, bieden steun en bescherming, en slaan calcium op [57](#page=57). #### 6.1.1 Definities en basisbegrippen uit de sterkteleer * **Elasticiteitsmodulus van Young:** De verhouding tussen stress (spanning) en strain (vervorming) in een materiaal [57](#page=57). * Formule: $\sigma / \epsilon$ [57](#page=57). * **Sterkte:** De maximale belasting (spanning of vervorming) die een bot kan weerstaan voordat het breekt [57](#page=57). * $\sigma_{breuk}$ en $\epsilon_{breuk}$ [57](#page=57). #### 6.1.2 Materiaaleigenschappen van bot Bot heeft een beperkte elasticiteitsmodulus in vergelijking met staal. Compact bot is sterker dan spongieus bot, dat zorgt voor draagkracht zonder overgewicht. Bot kan hogere drukkrachten weerstaan dan trekkrachten [57](#page=57). * **Anisotropie:** De sterkte van bot is afhankelijk van de locatie en richting van de inwerkende kracht. Lange beenderen zijn het sterkst tegen verticale belasting en breken sneller bij horizontale krachten [58](#page=58). * **Elastische en plastische vervorming:** * **Elastisch gebied:** Kleine vervorming bij grote belasting; het voorwerp herneemt zijn oorspronkelijke vorm na het wegnemen van de kracht [58](#page=58). * **Plastisch gebied:** Het materiaal keert na belasting niet terug naar zijn oorspronkelijke staat [58](#page=58). * **Vloeigrens:** De grens waarboven een materiaal permanent vervormt [58](#page=58). * **Breekpunt:** Het punt waarop het voorwerp breekt [58](#page=58). De vervorming van bot kan worden berekend met de elasticiteitsmodulus van Young: $\Delta L = \frac{F \cdot L_0}{A \cdot Y}$ [59](#page=59). #### 6.1.3 Soorten belasting in vivo In het lichaam komen vaak samengestelde belastingen, wringing en druk voor, bijvoorbeeld tijdens het lopen of bij sporten zoals armworstelen. Blessures zoals ACL-scheuren kunnen ontstaan door combinaties van belasting en beweging [59](#page=59). #### 6.1.4 Structurele eigenschappen van beenderen (Wolff's Wet) **Wolff's Wet van functionele adaptatie:** De inwendige structuur en uitwendige vorm van levend bot worden bepaald door de mechanische belasting, waarbij het bot met minimaal materiaal zijn functie vervult. Mechanische belasting beïnvloedt de dwarsdoorsnede, de dichtheid van spongieus bot en de uitwendige vorm van beenderen [60](#page=60). * **Voorbeelden van adaptatie:** Een tibia wordt sterker aan de voorzijde door meer belasting. Botten van sporters ondergaan aanpassingen afhankelijk van de sport (bv. impact vs. niet-impact sporten) [60](#page=60). * **Trekspanningslijnen:** Krachten geleverd door spieren [60](#page=60). * **Drukspanningslijnen:** Compressiekracht die zich verdeelt over het bot [60](#page=60). #### 6.1.5 Botvorming en remodellering De modellering en remodellering van spongieus bot wordt gestuurd door mechanische belasting op de botbalkjes. Dit proces wordt gereguleerd door osteoclasten (botresorptie) en osteoblasten (botvorming). Microfracturen triggeren osteoclasten, wat leidt tot een signaal voor osteocyten om osteoblasten aan te trekken voor botregeneratie [61](#page=61). > **Tip:** Mechanische belasting is essentieel om bot "in vorm" te houden. Chronisch gebrek aan belasting leidt tot verzwakking en "gaatjes" in het bot [61](#page=61) [62](#page=62). De geometrie van de botstructuur past zich aan de belastingsrichting aan. Bot is het sterkst in de richting van de meest voorkomende belasting. Er is een verband tussen botdensiteit en mechanische belasting. Andere factoren zoals leeftijd, geslacht, erfelijke factoren, en arbeid-rust verhouding spelen ook een rol [62](#page=62). * **Botdensiteit meting:** DEXA-scan met T-score en Z-score [62](#page=62). * T-score: vergelijking met een gemiddelde, gezonde 30-jarige. * Z-score: vergelijking met patiënten van dezelfde leeftijd. * **Cross-sectionele studies:** Atleten hebben een hogere botdensiteit dan sedentaire personen; gewichtheffers/gymnasten meer dan zwemmers; de dominante arm van een tennisser meer dan de niet-dominante arm [63](#page=63). #### 6.1.6 Biopositieve en bionegatieve effecten van mechanische belasting 1. **Biopositief effect:** Fysieke activiteit kan leiden tot een significante toename van botdensiteit, vooral bij pre-puberale meisjes. Bij 40-plussers kan fysieke activiteit botmassa helpen behouden. Belastingsfrequentie, -snelheid en aantal herhalingen zijn belangrijk naast de grootte van de belasting [63](#page=63). 2. **Bionegatief effect (Stressfracturen):** Repetitieve belasting kan leiden tot onevenwicht tussen microtraumata en herstel, resulterend in stressfracturen [63](#page=63). 3. **Bionegatief effect (Demineralisatie bij immobilisatie):** Immobilisatie, zoals door gips of bedrust, leidt tot een sneller verlies van botdensiteit dan herstel [64](#page=64). 4. **Bionegatief effect (Demineralisatie bij ruimtevaarders):** Gewichtloosheid kan leiden tot een aanzienlijke daling van de botdensiteit, wat eerder problemen met botbreuken veroorzaakte. Onderzoek richt zich op het behouden van botdensiteit door fysieke oefeningen, zoals lopen [64](#page=64). #### 6.1.7 Invloed van leeftijd en geslacht Vrouwen zijn gevoeliger voor botdemineralisatie dan mannen. Vanaf 40 jaar is mechanische belasting cruciaal voor het behoud van botdensiteit. Botdichtheid neemt toe tot ongeveer 30 jaar, is daarna constant en neemt progressief af, waarbij elke 10 jaar de botdensiteit met 5% en de breuksterkte met 9% afneemt [64](#page=64) [65](#page=65). ### 6.2 Mechanische eigenschappen van ligamenten en pezen Ligamenten verbinden botten met elkaar bij gewrichten (bot-bot). Pezen fungeren als krachtoverbrengers tussen spieren en het skelet (spier-bot) [66](#page=66). #### 6.2.1 Samenstelling en verschillen Beide structuren bestaan voornamelijk uit collageen bindweefsel met minder elastinevezels. Ze zijn vervormbaarder dan bot. Verschillen in structuur en mechanisch gedrag zijn afhankelijk van de oriëntatie van de collagene bindweefsels, de collageen-elastine verhouding en de afmetingen [66](#page=66). * **Samenstelling collageen bindweefsel:** * Collagene vezels: zorgen voor sterkte en stijfheid [66](#page=66). * Elastine vezels: zorgen voor rekbaarheid [66](#page=66). * Reticulaire vezels: dragen bij aan het volume [66](#page=66). * Grondsubstantie: vermindert wrijving en microtraumata [66](#page=66). #### 6.2.2 Relatie tussen belasting en vervorming van collageen bindweefsel De relatie tussen belasting en vervorming volgt een curve met verschillende fases: 1. **Initiële rek:** Golfvormige configuratie wordt uitgerekt; veel vervorming, weinig spanning [67](#page=67). 2. **Lineair elastisch gebied:** Verdere spanning/rek binnen het elastische domein; herneemt oorspronkelijke vorm [67](#page=67). 3. **Plastisch gebied (+partiële ruptuur):** Geen herstel naar oorspronkelijke staat; mogelijke partiële ruptuur [67](#page=67). 4. **Ruptuur:** Volledige scheuring [67](#page=67). > **Tip:** De curve kan variëren: ligamenten met veel collageen (bv. ACL) zijn sterker en stijver, terwijl ligamenten met meer elastine (bv. ligamentum flavum) vervormbaarder zijn [67](#page=67). #### 6.2.3 Visco-elasticiteit van collageen bindweefsel * **Kruip en krachtrelaxatie:** Kenmerkend voor visco-elastische materialen [68](#page=68). * **Hysteresis + reksnelheid:** Geeft energieverlies aan [68](#page=68). * **Thixotropie:** Verandering in mechanische eigenschappen over tijd onder invloed van spanning [69](#page=69). > **Tip:** Opwarming is belangrijk vanwege de invloed van thixotropie, maar verhoogt ook de laxiteit wat de kans op blessures kan vergroten [70](#page=70). #### 6.2.4 Structurele eigenschappen van ligamenten en pezen * **Knieligamenten:** Voorste en achterste kruisband (ACL, PCL) voor anteroposterieure stabiliteit; collaterale ligamenten voor medio-laterale stabiliteit [70](#page=70). * **Pezen:** Verbinden botten over gewrichten, sturen gewrichtsbeweging, behouden congruentie, en bevatten proprioceptoren voor positionering [70](#page=70). De sterkte van een ligament wordt bepaald door de grootte van de dwarsdoorsnede en de belastingssnelheid. Een hoge belastingssnelheid kan leiden tot scheuren, terwijl een lagere snelheid bij dezelfde kracht meer kans op avulsiefracturen geeft [70](#page=70). #### 6.2.5 Kracht-lengte curve van ligamenten De curve lijkt sterk op die van collageen bindweefsel, met specifieke patronen voor verschillende ligamenten. Een partiële scheur wordt vaak veroorzaakt door rotatie tijdens knieflexie. Ligamenten hebben vaak een multidirectionele vezeloriëntatie om spanningen in verschillende richtingen te weerstaan, wat bijdraagt aan hun stijfheid [71](#page=71). #### 6.2.6 Structurele eigenschappen van pezen De primaire functie is het overbrengen van spierkracht op het skelet. Pezen ondergaan voornamelijk trekbelasting in één richting, waardoor de collageenvezels hierop georiënteerd zijn [71](#page=71). * **Spannings-rekdiagram:** Vergelijkbaar met dat van collageen [71](#page=71). * **Peesafmetingen:** Staan in verhouding tot de spiermassa en -sterkte; pezen zijn ongeveer twee keer zo sterk als de spier zelf. Bij dagelijkse belasting worden ze tot ongeveer een kwart van hun maximale sterkte belast [71](#page=71). #### 6.2.7 Kwantitatieve gegevens en factoren die de morfologie beïnvloeden De relatieve hysteresis/energieabsorptie van pezen is laag (maximaal 20-25%), wat functioneel belangrijk is voor de opname en teruggave van elastische energie, en de efficiëntie van locomotie verhoogt. Factoren zoals leeftijd, oefening versus immobilisatie, en externe gewrichtssteunen beïnvloeden de eigenschappen van pezen en ligamenten [72](#page=72). * **Leeftijd:** Kinderen hebben een minder volgroeid beenderstelsel en flexibelere pezen/ligamenten. Ouder worden vermindert de elasticiteit. Lenigheidsoefeningen kunnen dit proces tegengaan [72](#page=72). * **Oefening vs. immobilisatie:** Dagelijks leven behoudt 80-90% van het mechanisch potentieel. Training resulteert in hypertrofie van pezen en ligamenten. Immobilisatie leidt tot atrofie en snelle achteruitgang [72](#page=72). * **Externe gewrichtssteunen:** Taping en bracing kunnen ondersteuning bieden na blessures of immobilisatie [72](#page=72). #### 6.2.8 Voorbeeld: de voorste kruisband (ACL) De ACL voorkomt anterieure verplaatsing van de tibia ten opzichte van de femur. Blessures treden vaak op bij een combinatie van flexie, rotatie en impact. Herstel kan middels bloedplaatjesrijk plasma injecties of een operatieve reconstructie met peestransplantaat [73](#page=73). * **Invloed van spieren op ACL-belasting:** Het optrainen van spieren, zoals quadriceps en hamstrings door co-contractie, kan de ACL ontlasten en beschermen [73](#page=73) [74](#page=74). ### 6.3 Spierwerking in het intacte organisme Spierwerking kan worden bestudeerd van spiervezelniveau tot de bijdrage aan het netto gewrichtsmoment. Spieren fungeren als de "motor" die momenten creëert, terwijl gewrichten als hefboomsystemen dienen. Spieren leveren een actieve bijdrage aan het skelet voor houding en beweging, en ondersteunen weke delen [74](#page=74) [75](#page=75). #### 6.3.1 Biomechanische contractiefactoren op spiervezelniveau * **Relatie tussen spiervezellengte en spierkracht:** * **Isometrische contractie:** Krachtlevering bij een vaste sarcomeerlengte. De kracht-lengte curve is voor elke spier vergelijkbaar, maar de optimale lengte kan variëren [76](#page=76). * **Hill's curve:** Beschrijft de relatie tussen contractiekracht en contractiesnelheid [76](#page=76). * **Isotone contractie:** Constante spanning met veranderende lengte [76](#page=76). * **Concentrisch:** Spier verkort en levert kracht (positieve snelheid) [76](#page=76). * **Excentrisch:** Spier verlengt en levert kracht (negatieve snelheid). Hierbij kan meer kracht geleverd worden dan het isometrisch maximum [76](#page=76). * **Vmax:** Maximale snelheid waarbij kracht geleverd kan worden (ca. 25 spiervezellengtes/sec). Langere spiervezels kunnen hogere snelheden aan [77](#page=77). * **Fisomax:** Maximale isometrische kracht per oppervlakte-eenheid (gem. 25 N/cm²). Grotere spieren met een grotere dwarsdoorsnede kunnen meer kracht leveren [77](#page=77). #### 6.3.2 Relatie tussen contractiesnelheid en vermogen Vermogen ($P = F \cdot v$) is maximaal bij ongeveer 0,3 * Vmax. Er is een optimum tussen kracht en snelheid voor maximaal vermogen [78](#page=78). #### 6.3.3 Spiervezelschikking en spierarchitectuur * **Schikking:** Sarcomeren in serie bepalen de spiervezellengte, wat invloed heeft op lengteverandering en contractiesnelheid [78](#page=78). * **Architectuur:** * **Pennate structuur:** Spiervezels lopen schuin ten opzichte van de werklijn (pennatiehoek). Een grotere pennatiehoek betekent meer spiervezels en dus grotere dwarsdoorsnede en krachtlevering [79](#page=79). * **Unipennaat:** Krachtwerking in één richting [79](#page=79). * **Multipenaat:** Vezels in verschillende richtingen voor bewegingen in diverse richtingen [79](#page=79). * **Rangschikking van spiervolume:** * **Type A (korte vezels, lange pezen):** Grote fysiologische dwarsdoorsnede (PCSA), kan grote contractiekracht leveren [80](#page=80). * **Type B (lange vezels, korte pezen):** Kleinere dwarsdoorsnede, kleinere kracht, maar grotere lengteverandering en hogere contractiesnelheid [80](#page=80). #### 6.3.4 Functionele differentiatie en complementariteit Spieren vullen elkaar aan qua functie (complementariteit) en hebben verschillende architecturen afhankelijk van locatie en doel. Spieren in benen leveren grotere kracht (kleinere vezellengte, grotere dwarsdoorsnede) dan in armen/handen. Synergisten vullen elkaar aan voor gecoördineerd werken [80](#page=80) [81](#page=81). #### 6.3.5 Biomechanische modellen en segmentenanalyse * **Biomechanische modellen:** Vereenvoudigd, waarbij kracht wordt toegeschreven aan de primaire agonist. Nuttig voor quasi-statische situaties en distaal gelegen gewrichten [98](#page=98). * **Segmentenmodelanalyse:** Geschikt voor snelle bewegingen, berekent netto gewrichtsmoment, intersegmentele krachten en netto gewrichtsvermogen. Positief vermogen duidt op concentrische werking en arbeid levering; negatief vermogen op excentrische werking en energie-absorptie . #### 6.3.6 Bewegingsanalytische toepassing (GRK benadering) De grondreactiekracht (GRK) wordt gebruikt om netto gewrichtsmomenten in te schatten, met name tijdens de steunfase. Verschillen tussen hakken en voorvoet contact bij lopen beïnvloeden de impact en belasting op pezen en ligamenten [100](#page=100) . #### 6.3.7 Spierkracht en reactiekracht berekenen Uitgaan van statisch evenwicht (momenten- en krachtenbalans) kan helpen bij het berekenen van spierkracht en reactiekracht [91](#page=91). #### 6.3.8 Anatomie-momentsarm De relatie tussen gewrichtsbeweging, spierlengte en momentsarm is anatomisch bepaald. De meeste spieren hebben een optimale momentsarm rond een specifieke hoek [92](#page=92). #### 6.3.9 Netto of resulterend gewrichtsmoment Wordt bepaald door het moment van synergisten, eventuele niet-musculaire factoren en de antagonistische co-contractie [92](#page=92). #### 6.3.10 Bi- en Poly-articulaire spieren Spieren die meerdere gewrichten overspannen, kunnen verschillende gewrichtsmomenten veroorzaken en de beweging in meerdere gewrichten beïnvloeden. Ze kunnen mechanische energie transporteren tussen aanliggende gewrichten (proximo-distale sequentie) [93](#page=93). #### 6.3.11 Evaluatie van spierkracht Directe meting van spierkracht in vivo is moeilijk; indirecte metingen via externe weerstand en krachtmomenten (metingen met een Biodex) worden gebruikt [94](#page=94) [97](#page=97). * **Statische maximale gewrichtsmomentcurven:** Meten het maximaal statisch geleverde krachtmoment over verschillende hoekstanden [94](#page=94). * **Dynamische maximale gewrichtsmomentcurven (isokinetisch):** Meten het krachtmoment bij constante hoeksnelheid [96](#page=96). * **Gebruik van Biodex:** Voor wetenschappelijke doeleinden, als evaluatiemiddel en voor het ontwikkelen van trainingsapparatuur [97](#page=97). #### 6.3.12 Werking van CAM-katrolsystemen Ontworpen voor isotonisch trainen, waarbij de geleverde kracht constant blijft ondanks veranderende gewrichtsposities en momentsarmen. Ze controleren de uitwendige weerstand om het te leveren moment aan te passen aan de maximale gewrichtsmomentcurve [97](#page=97). #### 6.3.13 Dynamica van vereenvoudigde gewrichtssystemen Toepassing van dynamica op lichaamssegmenten om krachten en momenten te meten. Hierbij wordt gebruik gemaakt van lineaire en angulaire inertietermen [98](#page=98). #### 6.3.14 Passieve dynamische koppeling tussen segmenten In een open kinematische keten bij snelle bewegingen vindt koppeling van snelheid tussen segmenten plaats, wat bijdraagt aan de totale beweging en energieoverdracht . #### 6.3.15 Rek-verkortingscyclus Excentrische voorspanning gevolgd door concentrische verkorting leidt tot een snellere en krachtigere verkorting in de concentrische fase. Dit principe is van toepassing bij vrijwel alle explosieve bewegingen . #### 6.3.16 Katapult-effect Het principe van proximo-distale sequentie, waarbij de inertie van een distaal lidmaat een meer proximaal gelegen spier kan voorspannen, wat leidt tot meer tijd voor het opbouwen van maximale spierkracht . --- ## Veelgemaakte fouten om te vermijden - Bestudeer alle onderwerpen grondig voor examens - Let op formules en belangrijke definities - Oefen met de voorbeelden in elke sectie - Memoriseer niet zonder de onderliggende concepten te begrijpen

| Term | Definition | |---|---| | Lichaamszwaartepunt (LZP) | Het punt dat zich volgens de wetten van de mechanica zo beweegt alsof alle massa van het beschouwde lichaam zich in dit punt concentreert. De gravitatiekracht werkt in het LZP. | | Krachtmeetplatform | Een elektronische weegschaal die de temporele evolutie van de grondreactiekrachtvector opdeelt in componenten en zo de krachten meet die op de grond worden uitgeoefend. | | Center of Pressure (COP) | Het aangrijpingspunt van de grondreactiekrachtvector op het steunvlak. | | Elektromyografie (EMG) | Een techniek om de elektrische activiteit van spieren te meten, die wordt opgevangen door elektroden op de huid of intramusculaire elektroden. | | Traagheidsmoment | De weerstand van een voorwerp tegen angulaire beweging, afhankelijk van de massa en de verdeling daarvan ten opzichte van de rotatie-as. | | Gyratiestraal | De afstand die een puntmassa, met gelijke massa als het beschouwde lichaam, zou moeten hebben ten opzichte van een bepaalde as om hetzelfde traagheidsmoment te verkrijgen. | | Wet van Steiner | Een principe dat het verband legt tussen traagheidsmomenten ten opzichte van parallelle rotatieassen, waarvan er één door het massamiddelpunt van een star lichaam loopt. | | Kinematische keten | Een opeenvolging van lichaamssegmenten die verbonden zijn door gewrichten, waardoor beweging zich door de keten voortplant. | | Vrijheidsgraden (Degrees of Freedom) | Het aantal onafhankelijke bewegingsmogelijkheden (translaties en rotaties) die een segment of systeem kan ondergaan. | | Sagittaal vlak | Een anatomisch vlak dat het lichaam verdeelt in een linker- en rechterhelft. Bewegingen zoals flexie en extensie vinden plaats in dit vlak. | | Transversaal vlak | Een anatomisch vlak dat het lichaam verdeelt in een boven- en onderhelft. Rotaties om de longitudinale as vinden plaats in dit vlak. | | Frontaal vlak | Een anatomisch vlak dat het lichaam verdeelt in een voor- en achterhelft. Bewegingen zoals abductie en adductie vinden plaats in dit vlak. | | Dynamica | De studie van beweging en de oorzaken daarvan, met name krachten en krachtmomenten, en hoe deze de beweging veranderen. | | Vrij Lichaamsdiagram | Een schematische weergave van een object of segment, waarbij alle externe krachten en momenten die erop inwerken, worden getoond. | | Grondreactiekracht (GRK) | De kracht die de grond uitoefent op een object dat er contact mee maakt, als reactie op de door het object uitgeoefende kracht. | | Statisch evenwicht | Een toestand waarbij een voorwerp in rust is en de resulterende kracht én het resulterende moment op het voorwerp nul zijn. | | Dynamisch evenwicht | Een toestand waarbij een voorwerp in beweging is, maar de beweging constant verloopt (constante snelheid of constante versnelling), met een netto resultante kracht en moment van nul. | | Postural Sway (Lichaamszwaai) | De continue, kleine bewegingen die het lichaam maakt om het evenwicht te bewaren terwijl men stilstaat. | | Impuls-momentum relatie | Een principe dat stelt dat de impuls (kracht maal tijd) gelijk is aan de verandering in het momentum (massa maal snelheid) van een voorwerp. | | Loading Rate | De snelheid waarmee de grondreactiekracht toeneemt tijdens de initiële contactfase van een stap, een indicator voor de impactbelasting. | | Spierarchitectuur | De ruimtelijke organisatie van spiervezels binnen een spier, inclusief de pennatiehoek en de rangschikking van vezelbundels, wat de krachtproductie beïnvloedt. | | Pennatiehoek | De hoek tussen de spiervezelrichting en de lijn van actie van de spier, die invloed heeft op de krachtproductie. | | PCSA (Physiological Cross-Sectional Area) | Het totale dwarsdoorsnedevlak van alle spiervezels loodrecht op hun lengte, wat correleert met de maximale kracht die een spier kan genereren. | | Spier-gedragsmodel van Hill | Een mechanisch model dat het gedrag van een spier beschrijft door middel van contractiele en elastische componenten (CE, PEC, SEC). | | Isometrische contractie | Een spiercontractie waarbij de spierlengte niet verandert en er kracht wordt gegenereerd zonder beweging in het gewricht. | | Isotonische contractie | Een spiercontractie waarbij de spierspanning constant blijft terwijl de spierlengte verandert (verkorten of verlengen). | | Concentrische contractie | Een spiercontractie waarbij de spier verkort en kracht genereert, zoals bij het optillen van een gewicht. | | Excentrische contractie | Een spiercontractie waarbij de spier verlengt onder spanning, zoals bij het gecontroleerd laten zakken van een gewicht. | | Netto gewrichtsmoment | Het totale moment dat op een gewricht werkt, veroorzaakt door alle spieren die het gewricht bewegen, inclusief antagonisten en andere stabiliserende structuren. | | Bi-articulaire spieren | Spieren die twee gewrichten overspannen, waardoor ze beweging in beide gewrichten kunnen beïnvloeden en energie kunnen transporteren. | | Proximo-distale sequentie | De geleidelijke overdracht van snelheid en energie van meer proximale lichaamssegmenten naar meer distale segmenten tijdens een beweging. | | Kinematische koppeling | De overdracht van beweging en snelheid tussen opeenvolgende lichaamssegmenten in een kinetische keten, wat cruciaal is voor efficiënte bewegingsuitvoering. | | Rek-verkortingscyclus (Stretch-shortening cycle) | Een bewegingspatroon waarbij een spier eerst excentrisch wordt uitgerekt en vervolgens concentrisch verkort, wat leidt tot een krachtiger en efficiëntere beweging. | | Cam-katrol systemen | Trainingsapparaten die de weerstand aanpassen aan de krachtcurve van een spier over het gehele bewegingsbereik, om een optimale trainingsstimulus te bieden. | | Segmentenmodelanalyse | Een geavanceerde biomechanische methode om de krachten en momenten binnen een bewegend systeem te analyseren door het lichaam op te delen in afzonderlijke segmenten. |