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[en] (orig)
InvivoMessungder
SchultergelenkbelastungmitHilfe
instrumentierterEndoprothesen
vorgelegtvon
Diplom‐Ingenieur
PeterWesterhoff
ausBerlin
vonderFakultätV‐Verkehrs‐undMaschinensysteme
derTechnischenUniversitätBerlin
zurErlangungdesakademischenGrades
DoktorderIngenieurwissenschaften
–Dr.‐Ing.–
genehmigteDissertation
Promotionsausschuss:
Vorsitzender: Prof. Dr.-Ing. habil. Jürgen Siegmann
Berichter: Prof. Dr.-Ing. Marc Kraft
Berichter: Prof. Dr.-Ing. Georg Bergmann
Tag der wissenschaftlichen Aussprache: 31. Oktober 2011
Berlin 2011
D 83
Dissertationsschrif
t
InvivoMessungder
SchultergelenkbelastungmitHilfe
instrumentierterEndoprothesen
Dipl.‐Ing.PeterWesterhof
f
Dissertation Peter Westerhoff I
Dissertationsschrift
In vivo Messung der Schultergelenkbelastung mit
Hilfe instrumentierter Endoprothesen
Peter Westerhoff
Supervisor 1: Prof. Dr.-Ing. Marc Kraft
Supervisor 2: Prof. Dr.-Ing. Georg Bergmann
Dissertation Peter Westerhoff II
Peter Westerhoff
Matrikel-Nr: 232617
Eigenständigkeitserklärung
Ich versichere, dass ich die vorgelegte Promotionsarbeit mit Titel „In vivo Messung
der Schultergelenkbelastung mit Hilfe instrumentierter Endoprothesen“
eigenständig und ohne fremde Hilfe verfasst, keine andere als die angegebenen
Quellen verwendet und die benutzten Quellen entnommenen Passagen als solche
kenntlich gemacht habe.
Die Promotionsarbeit ist in dieser oder ähnlicher Form in keiner anderen
Universität vorgelegt worden.
______________ __________________________
Ort, Datum Unterschrift
Danksagung
Dissertation Peter Westerhoff I
Danksagung
„Man wächst mit seinen Aufgaben“ sagt der Volksmund. „Form follows function“
würde neudeutsch der Grundsatz von einem der Mitbegründer der modernen
Biomechanik Julius Wolff, lauten. Bezogen auf meine Arbeit am nach ihm
benannten Julius-Wolff-Institut lässt sich sagen, „Man wächst mit den
Anforderungen seines Chefs“. Daher gilt mein Dank besonders und zu allererst
Prof. Dr.-Ing. Georg Bergmann. Für die intensiven und kontroversen
Diskussionen, Ratschläge und Hinweise.
Dann möchte ich mich beim ganzen Team bedanken, für ein Arbeitsklima, um das
wir von vielen Seiten beneidet werden. Neben der fachlicher Kompetenz war es
vor allem auch der freundschaftlich familiäre Umgang miteinander, der einem den
Spaß an der Arbeit in dieser Gruppe nicht verlieren lässt.
Außerdem gilt ein besonderer Dank den Patienten, die stets mit Freude und
engagiert an den Messungen teilgenommen haben und teilweise lange An- und
Abfahrtswege in Kauf genommen haben.
Last but not Least möchte ich mich bei meiner Familie, Freunden und allen
bedanken, deren Aufzählung den Rahmen sprengen und die Gefahr beinhalten
würde, jemanden zu vergessen.
Zusammenfassung
Dissertation Peter Westerhoff II
Zusammenfassung
In dieser Arbeit wurde die Belastung des Schultergelenkes mit Hilfe von
instrumentierten Prothesen gemessen. Insgesamt wurden 8 dieser Implantate bei
8 Patienten eingesetzt. Durch die unterschiedlichen funktionellen Ergebnisse
konnten allerdings nicht alle Patienten an allen Studien der verschiedenen
Themengebiete teilnehmen. Insbesondere anspruchsvolle Übungen mit
zusätzlichen Gewichten waren für einige Patienten nicht durchzuführen. Die
Ergebnisse wurden in bisher 5 Publikationen in international anerkannten (peer-
reviewed) Zeitschriften veröffentlicht bzw. eingereicht und bilden die Grundlage
der vorliegenden Arbeit.
Die absolut größten Kräfte von mehr als 200% des Körpergewichtes (%BW)
wurden gemessen bei körperlich sehr starken Patienten, die entweder ein
externes Gewicht über den langen Helbelarm des ausgestreckten Armes hoben,
oder aber willentlich eine maximale Muskelanspannung durchführten. Dabei war
die Kraftrichtung trotz großer Bewegungsumfänge sehr konstant. Dies ist ein
Aspekt, der auch schon bei Messungen an der Hüfte [1] und am Knie [2]
beobachtet wurde. Ein Patient war sogar in der Lage, Liegestütze durchzuführen.
Allerdings wurde bei dieser Übung der maximale Messbereich der Prothese durch
eine Kombination von großer axialer Kraft (mehr als 240% des Körpergewichtes)
und gleichzeitig großen wirkenden Biegemomenten (mehr als 9 Nm) überschritten.
Die nicht unerheblichen Belastungen durch Biege- und Torsionsmomente wurden
bisher in computergestützten Modellberechnungen nicht einkalkuliert und es
zeigten sich individuell große Unterschiede zwischen den Patienten. Als ein
grundlegendes Ergebnis zeigte sich, dass die Modellierung des Schultergelenkes
als reibungsfreies Kugelgelenk den realen Bedingungen im prothetisch versorgten
Schultergelenk nicht gerecht wird. Grund für die gemessenen Momente kann
offensichtlich nicht nur in Reibung im Gelenk sein. Andernfalls müssten
unwahrscheinlich hohe Reibungskoeffizienten bei einigen Patienten angenommen
werden. Vielmehr erscheinen exzentrische Krafteinwirkung und/oder zusätzliche
Kraftangriffspunkte z.B. am Acromion für die gemessenen Momente verantwortlich
zu sein.
Zusammenfassung
Dissertation Peter Westerhoff III
Dies soll zukünftig mit zusätzlichen flouroskopischen Messungen untersucht
werden. Ein weiterer zukünftiger Aspekt ist die Umrechnung der Belastungen auf
das Glenoid mit Hilfe von simultaner Bewegungsanalyse. Erste Ergebnisse dieser
Zusammenarbeit mit einer Forschungsgruppe aus den Niederlanden werden als
Ausblick am Ende der Arbeit dargestellt.
Abstract
Dissertation Peter Westerhoff IV
Abstract
Content of this thesis is the in vivo measurement of shoulder joint contact loads.
For this purpose an instrumented shoulder implant was developed. Eight of these
devices were implanted in 8 patients. Because of the individual different functional
outcome, not all patients could take part in all studies. The results of particulat
topics are published or submitted as scientific papers to international peer-
reviewed journals.
In general the highest should joint loads of more than 200 percentage of
Bodyweight (%BW) were measured in strong and athletic patients with a good
muscular constitution during maximum voluntary muscle contractions. Also high
loads occurred whenever the patients moved the straight arm with an external
weight and a long lever arm. The load direction during these high demanding tasks
was very constant throughout the motion. Similar effects were also seen in studies
measuring the hip [1] and knee joint load [2]. One patient was even able to do
push-ups. Unfortunately the maximum measurement range of the implant was
exceeded during this exercise with a combination of high axial forces (more than
240%BW) together with bending moments of more than 9Nm.
Reason for the measured moments could be friction on the one hand, but also an
eccentric shift of the resultant force caused by additional points of load application
for example. These points could be the acromion or the processus coracoideus.
In previous model calculations of shoulder joint loads, bending and torsional
moments were mostly not taken into account at all. After measuring these
moments in vivo, modeling of the shoulder joint as a frictionless ball and socket
joint seems not to be appropriate, at least in case of a endoprosthetic
replacement. To further investigate the reasons for the measured moments
fluoroscopic measurements are planned for the future.
However, the biggest issue regarding shoulder implants is still the glenoid
component. Therefore, combined in vivo measurements and motion analysis were
done with the group of Prof. Frans van der Helm in the Netherlands to convert the
measured humeral loads on to the glenoid.
Inhaltsverzeichnis
Dissertation Peter Westerhoff V
Inhaltsverzeichnis
Danksagung ......................................................................................................................... I
Zusammenfassung ............................................................................................................ II
Abstract .............................................................................................................................. IV
Inhaltsverzeichnis ............................................................................................................. V
Abbildungs- und Tabellenverzeichnis .......................................................................... IV
Abkürzungen und Bezeichnungen ................................................................................ VI
1 Einleitung ..................................................................................................................... 1
1.1 Hintergrund ............................................................................................................. 4
1.1.1 Anatomische Grundlagen / Biomechanik des Schultergelenkes ..................... 4
1.1.2 Indikationen des Schultergelenkersatzes ....................................................... 10
1.1.3 Schultergelenkersatz ...................................................................................... 12
1.2 Berechnung und Messung der Schultergelenkbelastung ...................................... 18
1.2.1 Modellberechnungen ..................................................................................... 18
1.2.2 Messungen in vitro ........................................................................................ 20
1.2.3 In vivo Messungen ........................................................................................ 21
2 Methodik ..................................................................................................................... 22
2.1 Patientenkollektiv ................................................................................................. 22
2.2 Instrumentierte Schulterprothese .......................................................................... 25
2.2.1 Aufbau ........................................................................................................... 26
2.2.2 Telemetrie ...................................................................................................... 28
2.2.3 DMS .............................................................................................................. 28
2.2.4 Messverfahren – Brückenschaltung vs. Matrix-Methode.............................. 29
2.2.5 Kalibration der Prothese ................................................................................ 31
2.2.6 Genauigkeit .................................................................................................... 32
2.2.7 Externe Messeinrichtung /Teleport/Spule/Antenne ...................................... 35
2.3 Messablauf ............................................................................................................ 36
2.3.1 Aufnahme der in vivo Daten ......................................................................... 36
2.3.2 Auswertung im Labor .................................................................................... 36
2.3.3 Umrechnung auf das Glenoid ........................................................................ 37
2.4 Software ................................................................................................................ 40
2.4.1 Kalibrationsprogramm ................................................................................... 40
2.4.2 Messprogramm .............................................................................................. 42
2.4.3 Programm zum Schneiden und Protokollieren der Daten ............................. 42
2.4.4 Datenbankverwaltungsprogramm (Synopsi) ................................................. 43
2.4.5 Darstellungssoftware (Orthoload) ................................................................. 45
2.4.6 Programm zur Mittelung streuender Kurven (Medioflex) ............................ 46
Inhaltsverzeichnis
Dissertation Peter Westerhoff VI
3 Resultate ..................................................................................................................... 47
3.1 Alltagsbewegungen ............................................................................................... 48
3.1.1 Kämmen ........................................................................................................ 50
3.1.2 Beidhändiges Autolenken .............................................................................. 51
3.1.3 Einhändiges Autolenken ................................................................................ 53
3.1.4 Hämmern ....................................................................................................... 53
3.1.5 Halten und Anheben eines Getränkekastens ................................................. 54
3.1.6 Anheben einer Kaffeekanne .......................................................................... 56
3.1.7 Regal in Hüfthöhe .......................................................................................... 58
3.1.8 Regal in Kopfhöhe ......................................................................................... 61
3.1.9 Allgemeine Beobachtungen ........................................................................... 61
3.2 Definierte Standardbewegungen ........................................................................... 61
3.2.1 Elevation ........................................................................................................ 63
3.2.2 Abduktion ...................................................................................................... 73
3.2.3 Postoperativer Verlauf ................................................................................... 77
3.3 Der Gebrauch von Gehstützen .............................................................................. 78
3.3.1 Teilentlastung ................................................................................................ 80
3.3.2 Komplettentlastung ........................................................................................ 83
3.4 Rollstuhlfahren ...................................................................................................... 88
3.4.1 Laufband ........................................................................................................ 90
3.4.2 Heben aus dem Rollstuhl ............................................................................... 96
3.4.3 Maximale Beschleunigung und Bremsen ...................................................... 98
3.4.4 Einfluss des Untergrundes ............................................................................. 99
4 Diskussion ................................................................................................................ 100
4.1 Alltagsbewegungen ............................................................................................. 101
4.2 Definierte Standardbewegungen ......................................................................... 106
4.3 Der Gebrauch von Gehstützen ............................................................................ 109
4.4 Rollstuhlfahren .................................................................................................... 111
5 Ausblick .................................................................................................................... 113
5.1 Glenoidbelastung ................................................................................................ 115
5.1.1 Abduktion .................................................................................................... 115
5.1.2 Elevation ...................................................................................................... 118
5.1.3 Externe Rotation .......................................................................................... 121
6 Resümee .................................................................................................................... 126
6.1 Messmethode ...................................................................................................... 127
6.2 Glenohumerale Kontaktkräfte ............................................................................. 127
6.3 Torsions- und Biegemomente ............................................................................. 128
6.4 Glenoidbelastungen............................................................................................. 128
7 Literatur .................................................................................................................... 129
Abbildungs- und Tabellenverzeichnis
Dissertation Peter Westerhoff IV
Abbildungs- und Tabellenverzeichnis
Abbildung 1.1-1 Gelenke des Schulterkomplexes .................................................. 5
Abbildung 1.1-2 Bewegungsumfang in der Frontalebene ....................................... 6
Abbildung 1.1-3 Bewegungsumfang in der Sagittalebene ...................................... 7
Abbildung 1.1-4 Bewegungsumfang in der Horizontalebene .................................. 7
Abbildung 1.1-5 Muskeln der Rotatorenmanschette des Schulterkomplexes ......... 9
Abbildung 1.1-6 Muskeln des Schulterkomplexes ................................................ 10
Abbildung 1.1-7 BIOMET Bio-Modular Schulterimplantat ..................................... 15
Abbildung 1.1-8 Oberflächenersatz nach Copeland ............................................. 16
Abbildung 1.1-9 Inverse Schulterprothese ........................................................... 18
Abbildung 2.1-1 Patientenkollektiv ....................................................................... 24
Abbildung 2.2-1 Röntgenaufnahme Patient S2R .................................................. 26
Abbildung 2.2-2 Schnittbild der Messprothese ..................................................... 27
Abbildung 2.2-3 Abgleich einer Brückenschaltung ............................................... 30
Abbildung 2.2-4 Kalibrationsblock ........................................................................ 32
Abbildung 2.2-5 Genauigkeit der Prothese in allen 6 Lastkomponenten .............. 34
Abbildung 2.2-6 Überblick Messaufbau ................................................................ 35
Abbildung 2.3-1 Kamerasystem und Marker-Cluster ............................................ 38
Abbildung 2.3-2 Messung der Scapula-Bewegung ............................................... 39
Abbildung 2.4-1 Kalibrationsprogramm ................................................................ 41
Abbildung 2.4-2 Video- und Datenschnittprogramm ............................................. 42
Abbildung 2.4-3 Suchmaske Datenbankprogramm Synopsi ................................ 43
Abbildung 2.4-4 Ergebnisliste Datenbankprogramm Synopsi............................... 44
Abbildung 2.4-5 Darstellungsprogramm Orthoload .............................................. 45
Abbildung 2.4-6 Mittelung streuender Kurven mit Medioflex ................................ 46
Abbildung 3.1-1 Kämmen Patient S3L ................................................................. 50
Abbildung 3.1-2 Autolenken Patient S3L .............................................................. 52
Abbildung 3.1-3 Hämmern Patient S2R ............................................................... 54
Abbildung 3.1-4 Halten und Anheben eines Getränkekastens Patient S1R ......... 55
Abbildung 3.1-5 Anheben eines Getränkekastens ............................................... 56
Abbildung 3.1-6 Absetzen und Anheben einer Kaffeekanne ................................ 57
Abbildung 3.1-7 Regal 2 kg in Hüfthöhe ............................................................... 59
Abbildungs- und Tabellenverzeichnis
Dissertation Peter Westerhoff V
Abbildung 3.1-8 Ablegen von 2kg in Regal. ......................................................... 60
Abbildung 3.2-1 Elevation bis 90°, 0kg und 2 kg; langsam vs. schnell ................. 63
Abbildung 3.2-2 Momente MZ bei der Elevation und MX bei der Abduktion .......... 66
Abbildung 3.2-3 Kraftrichtung in Frontal- und Sagittalebene ................................ 67
Abbildung 3.2-4 Schnelle vs. langsame Bewegung; Elevation und Abduktion ..... 68
Abbildung 3.2-5 Elevation über 90° ohne Gewicht ............................................... 70
Abbildung 3.2-6 Elevation über 90° mit 2kg, ........................................................ 72
Abbildung 3.2-7 Abduktion bis 90°, 0 kg und 2 kg; langsam vs. schnell ............... 73
Abbildung 3.2-8 Abduktion über 90° mit 2 kg, ...................................................... 76
Abbildung 3.2-9 Postoperativer Verlauf der Schulterbelastung ............................ 77
Abbildung 3.3-1 Kraft-Zeit-Verlauf bei Teilentlastung ........................................... 80
Abbildung 3.3-2 Moment-Zeit-Verlauf bei Teilentlastung ...................................... 81
Abbildung 3.3-3 Kraft-Zeit-Verlauf bei Komplettentlastung ................................... 83
Abbildung 3.3-4 Moment-Zeit-Verlauf bei Komplettentlastung ............................. 85
Abbildung 3.3-5 Kraftrichtung Teilentlastung ........................................................ 86
Abbildung 3.3-6 Kraftrichtung Komplettentlastung ............................................... 87
Abbildung 3.4-1 Kräfte und Momente beim Rollstuhlfahren auf dem Laufband ... 91
Abbildung 3.4-2 Verlauf der Kräfte und Momente bei 2 km/h und 2% Steigung ... 92
Abbildung 3.4-3 Schulterbelastung in Abhängigkeit von der Geschwindigkeit ..... 93
Abbildung 3.4-4 Schulterbelastung in Abhängigkeit von der Steigung ................. 95
Abbildung 3.4-5 Anheben aus dem Rollstuhl , Patient S8R ................................. 97
Abbildung 3.4-6 Maximale Beschleunigung und Abbremsen ............................... 98
Abbildung 4.4-1 Kraftangriffspunktverschiebung im stark vereinfachten Modell . 114
Abbildung 5.1-1 Glenoidbelastung Abduktion S2R ............................................. 117
Abbildung 5.1-2 Glenoidbelastung Abduktion S3L ............................................. 118
Abbildung 5.1-3 Glenoidbelastung Elevation S2R .............................................. 120
Abbildung 5.1-4 Glenoidbelastung Elevation S3L .............................................. 121
Abbildung 5.1-5 Glenoidbelastung Externe Rotation S2R .................................. 124
Abbildung 5.1-6 Glenoidbelastung Externe Rotation S3L .................................. 125
Tabelle 2-1: Patientendaten ...................................................................................... 24
Tabelle 3-1 Gemittelte Maximalwerte bei Alltagsbewegungen .................................. 49
Abkürzungen und Bezeichnungen
Dissertation Peter Westerhoff VI
Abkürzungen und Bezeichnungen
Abduction Abduktion – Bewegung in der Frontalebene
COG Center of Gravity - Gewichtsschwerpunkt
Forward Flexion Elevationsbewegung in der Sagittalebene
FRES Resultant Force Resultierende Kraft – gemessen in % des
Körpergewichtes [%BW]
FP Peak Force - Maximale Kraft während einer Bewegung –
gemittelt über mehrere Versuche eines Patienten
Fpmx Durchschnitt der maximalen resultierenden Kraft mehrerer
Patienten
FX Kraftkomponente in positiver Richtung nach anterior (vorne)
FY Kraftkomponente in positiver Richtung nach superior (oben)
FZ Kraftkomponente in positiver Richtung nach lateral (außen)
MRES Resultant Moment - Resultierendes Moment – gemessen in %
des Körpergewichtes mal Meter [%BWm]
MP Peak Moment - Maximales Moment während einer Bewegung
- gemittelt über mehrere Versuche eines Patienten
Mpmx Durchschnitt des maximalen resultierenden Momentes
mehrerer Patienten
MX Moment um die anterior-posteriore Achse
MY Moment um die superior-inferiore Achse
MZ Moment um die medial-laterale Achse
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 1
1
Einleitung
Die Belastung des Schultergelenkes erscheint auf den ersten Blick für die
Entwicklung von Implantaten in Hinsicht auf Dauerfestigkeit und Fixierung im
Knochen bei weitem nicht so interessant wie z.B. die Belastung der Hüfte oder des
Knies. Die Schulter ist als Folge der Evolution nicht mehr direkt an der
Fortbewegung des Menschen beteiligt und muss daher nicht das gesamte
Körpergewicht über lange Zeiträume tragen.
Auf der anderen Seite ist die Schulter bei weitem nicht in dem Maße knöchern
geführt wie z.B. die Hüfte. Die kleine knöcherne Auflagefläche am Glenoid kann
daher zu wahrscheinlich hohen lokalen Belastungen führen [3].
Diese verminderte Stabilität ist der Preis, mit dem der extreme Bewegungsradius
des Schultergelenkkomplexes erkauft wird. Statt durch kongruente Knochen, wird
die Schulter durch eine Vielzahl an Weichteilen wie Bändern und Muskeln
gehalten. Dies gibt ihr einen extrem großen Bewegungsraum, allerdings ist das
Schultergelenk dadurch anfälliger für Verletzungen wie Luxationen, Band- und
Muskelverletzungen.
In dem Projekt, das dieser Arbeit zugrunde liegt, wurden erstmals mit Hilfe von
instrumentierten Prothesen die Belastungen des Schultergelenkes gemessen.
Diese Messungen können der Optimierung von Schulterprothesen und deren
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 2
Befestigung im Knochen dienen. Auf Basis der Ergebnisse können Testszenarien
entwickelt und den gemessenen realistischen Werten angepasst werden. Derzeit
gibt es im Gegensatz zu anderen Gelenken keine genormten Testverfahren für
Schulterprothesen.
Weiterhin sind die erhobenen Daten hilfreich, um medizinischem Fachpersonal die
Möglichkeit zu geben, gezielt Patienten anzuweisen, welche Bewegungen zu
besonders hohen Belastungen führen können und daher z.B. nach einer
Schulteroperation vermieden werden sollten.
Die nächste Gruppe, für die die Ergebnisse dieser Studie von großer Bedeutung
ist, beschäftigt sich mit der mathematischen Modellierung des Schulterkomplexes
beschäftigen. Diese computerbasierten Rechenmodelle wurden in den letzen
Jahren immer komplexer und verfeinert, umfassen mittlerweile eine Vielzahl an
modellierten Muskeln und Sehnen, können an individuelle Knochen-Geometrie
angepasst werden und bilden sogar Effekte wie das Wrapping, also das Umhüllen
und Gleiten des Deltamuskels auf dem Humerus nach [4]. Ob die errechneten
Werte allerdings realistisch sind, bleibt ohne direkte Vergleichsmessungen
weitgehend unklar. Während es selbst bei definierten Standardübungen mit
gestrecktem Arm in nur einer Ebene schon erhebliche Unterschiede zwischen den
Autoren und den verwendeten Modellen gibt [5], zeigen sich bei komplexeren
Bewegungen, z.B. Alltagsbewegungen oder beim Gebrauch von Gehstützen,
extreme Differenzen [6][7].
Neben der absoluten Maximalkraft kann mit der entwickelten Prothese auch die
dreidimensionale Richtung der Gelenkkraft gemessen werden. Diese Richtung ist
besonders interessant für die Belastungen des subacromialen Raumes. Bei einer
der häufigsten Erkrankungen des Schultergelenkes, dem sogenannten
Impingement Syndrom, kommt es zu einer Verengung dieses Raumes und
infolgedessen zu entzündlichen Reaktionen der bursa subacromialis, dem
Schleimbeutel unter dem Schulterdach. Eine gemessene Kraftrichtung in
superiorer Richtung könnte auf eine große Belastung dieser Bereiche hinweisen.
Der aus klinischer Sicht vielleicht interessanteste Aspekt im Bereich der
Schulterendoprothetik ist die Belastung des Glenoids. Auch wenn mit der
instrumentierten Schulterprothese die Glenoidbelastungen nicht direkt gemessen
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 3
werden können, werden als Teil dieses Projektes die im Humerus wirkenden
Kräfte mit Hilfe von gleichzeitiger Bewegungsanalysen des Patienten auf das
Glenoid umgerechnet. Dabei müssen zwar einige Annahmen getroffen und
Unsicherheiten in Kauf genommen werden z.B. in Bezug auf Reib- und
Gleitverhalten. Allerdings ist dieses Verfahren die zurzeit einzige Möglichkeit, die
Belastungen, deren Richtungen und die wirkenden Biege- und Torsionsmomente
an der Scapula zu bestimmen. Aus den gemessenen Momenten kann man
indirekt auch auf den Kraftangriffspunkt schließen. Auch dies ist ein Aspekt, der
bei der Entstehung des Impingement Syndroms und der Belastung bestimmter
Weichteilstrukturen eine wichtige Rolle spielt.
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 4
1.1 Hintergrund
1.1.1 Anatomische Grundlagen / Biomechanik des Schultergelenkes
Das Schultergelenk ist das beweglichste und komplexeste Gelenk des Menschen.
Es muss einen besonders großen Bewegungsraum abdecken und gleichzeitig
relativ große Kräfte übertragen können, auch wenn es nicht aktiv am
Fortbewegungsprozess beteiligt ist und daher nicht nur ausnahmsweise das
gesamte Körpergewicht trägt. Das Gelenk soll also ein Höchstmaß an Mobilität mit
ausreichender Stabilität verbinden. Erreicht wird dies durch eine Kombination von
insgesamt 5 echten und unechten Gelenken (Abbildung 1.1-1), zu denen neben
dem Glenohumeral-Gelenk [1] noch das Sternoklavikulargelenk [5], das
Akromioklavikulargelenk [4], die skapulothorakale Gleitschicht [3] und das
subakromiale Nebengelenk [2] gehören. Dadurch kommen zu den eigentlichen
drei Freiheitsgraden eines Kugelgelenkes, den Rotationen um drei Achsen, mit der
Translation in posterior-anteriorer Richtung und dem Heben und Senken der
Schulter zwei weitere Freiheitsgrade hinzu.
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 5
Abbildung 1.1-1 Gelenke des Schulterkomplexes
nach [8]
Auch das eigentliche Glenohumeralgelenk lässt neben der Rotation um die drei
Bewegungsachsen ein gewisses Maß an Abrollen und Gleiten zu [9]. Somit ist
auch bei der Konzentration auf diesen Teil des Schulterkomplexes nicht von
einem formschlüssigen, sondern von einem vorwiegend kraftschlüssigen Gelenk
auszugehen. Bei vielen Modellierungen wird dagegen von einem optimalen
Kugelgelenk ohne Reibungseffekte ausgegangen (vgl. Kapitel „Berechnung der
Schulterbelastung“). Gohlke [9] beschreibt dies in einem anschaulichen Beispiel,
indem er die Hüfte mit einem Ei in einem Eierbecher vergleicht, während die
Schulter bezogen auf die knöcherne Struktur eher einem Golfball auf einem Golf-
Tee beim Abschlag ähnelt.
Das Schultergelenk ist also im Vergleich zum Hüftgelenk weniger knöchern,
vielmehr muskulär geführt. Dies führt auf der einen Seite zur extremen
Beweglichkeit, auf der anderen Seite ist das Schultergelenk dadurch empfindlicher
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 6
gegenüber Verletzungen oder degenerativen Erkrankungen der umgebenden
Weichteile. Daher ist auch die Bandbreite der möglichen Schultererkrankungen
besonders groß. Um den Rahmen der Arbeit nicht zu sprengen wird hier nur auf
die Indikationen eingegangen, die zum operativen Eingriff mit Ersatz des Humerus
führen können.
Bewegungsumfang
Frontalebene
In der Frontalebene erreicht das Schultergelenk beim Gesunden einen
Bewegungsumfang von 180°. Neben der Abduktionsbewegung im
Glenohumeralgelenk kommt vor allem im 2. und 3. Drittel der Bewegung eine
Rotation der Scapula dazu und ab ca. 120° eine Außenrotation des Armes, damit
der Humeruskopf nicht am Acromion anschlägt.
Abbildung 1.1-2 Bewegungsumfang in der Frontalebene
nach [8]
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 7
Sagittalebene
Auch in der Sagittalebene kann der Arm bis zu 180° nach oben bewegt werden.
Hinzu kommt eine Rotation nach hinten von bis zu 50° beim Gesunden. Auch
dieser Bewegungsumfang ist nur durch eine kombinierte Bewegung der beteiligten
Teilgelenke erreicht.
Abbildung 1.1-3 Bewegungsumfang in der Sagittalebene
nach [8]
Horizontalebene
In der Horizontalebene kann der gesunde Mensch Innenrotationswinkel von ca.
95° erreichen. Das heißt, der Arm kann im angewinkelten Zustand auf den Rücken
gelegt und sogar leicht davon abgehoben werden. Bei der Außenrotation können
bis zu 80° erreicht werden, allerdings im Normalfall nur bei einseitiger
Außenrotation. Bei beidseitiger Ausführung sind 60° bis 70° die Norm, eine
beidseitige Außenrotation von mehr als 70° gilt als Hypermobilität.
Abbildung 1.1-4 Bewegungsumfang in der Horizontalebene
nach [8]
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 8
Muskulatur
Da das Schultergelenk weniger knöchern geführt ist als z.B. das Hüftgelenk und
gleichzeitig über einen sehr großen Bewegungsumfang verfügt, sind fast
zwangsläufig eine Vielzahl an Muskeln an der Schulterbewegung beteiligt.
Rotatorenmanschette
Unter der Rotatorenmanschette versteht man diejenigen Muskeln, die direkt am
Oberarmkopf angreifen und neben der Bewegung des Humerus, vor allem auch
für die Zentrierung des Humeruskopfes im Glenoid verantwortlich sind. Der
musculus subscapularis setzt an der Vorderseite des Humerus an, am tuberculum
minus, und verbindet diesen mit der Vorderseite der Scapula (fossa
subscapularis). Er hat neben der Stabilisierungsfunktion die Aufgabe eines
Innenrotators [8].
Der Abduktor in der Rotatorenmanschette, zuständig für das seitliche Anheben
des Armes vor allem in der ersten Phase der Bewegung, ist der Musculus
supraspinatus. Außerdem ist er auch noch in geringerem Maße an der
Außenrotation beteiligt. Er liegt seitlich am Humeruskopf und verbindet diesen mit
dem oberen Teil der Rückfläche der Scapula (fossa supraspinata). Da er unter
dem Schulterdach hindurch verläuft, ist er besonders anfällig für eine langfristige
Degeneration durch das sogenannte Impingement Syndrom [8].
Der musculus infraspinatus ist vor allem für die Außenrotation des Armes
zuständig. Er greift am unteren Teil der Scapula rückseitig an und endet am
tuberculum majus des Oberarmkopfes, etwas hinter dem musculus supraspinatus.
Für das Abduzieren, also das Heranziehen des Armes an den Körper ist von den
Muskeln der Rotatorenmanschette der musculus teres minor verantwortlich.
Außerdem ist er zum Teil auch an der Außendrehung beteiligt. Der Ursprung liegt
am Seitenrand der Scapula (margo lateraris) und verbindet diesen mit dem
tuberculum majus [8].
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 9
Abbildung 1.1-5 Muskeln der Rotatorenmanschette des Schulterkomplexes
[8]
Muskeln des Oberarmes
Neben der aktiven Bewegung des Oberarmes ist die Muskulatur auch für die
Sicherung des Humerus in der sehr flachen Gelenkpfanne verantwortlich. So
bewahren alle Muskeln, die längs des Humerus wirken, z.B. eine Luxation des
Humerus nach unten, wenn beispielsweise eine Last angehoben wird. Ohne eine
angehängte Last wird diese Aufgabe von der Kapsel übernommen, wie mit Hilfe
von elektromygrafischen Messungen gezeigt wurde. Die wichtigsten Muskeln sind
dabei der kurze Anteil des Bizeps (musculus biceps caput breve) [5], der musculus
coracobrachialis [6] und der lange Anteil des Triceps [7] (caput longum musculus
triceps) sowie der Deltamuskel mit dem Anteil acromialis [8] und spinae [8‘]
Ausserdem arbeitet der pectoralis major [9] zur Sicherung bei kraftintensiven
Tätigkeiten vor dem Körper und bei der Adduktion [8].
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 10
Abbildung 1.1-6 Muskeln des Schulterkomplexes
[8]
1.1.2 Indikationen des Schultergelenkersatzes
Die Indikationen für den endoprothetischen Ersatz des Schultergelenkes haben
sich in den letzten Jahrzehnten auf immer mehr Krankheitsbilder ausgedehnt.
Wurden anfangs vor allem Erkrankungen, die mit hohem Verlust an Gewebe
verbunden waren, mit einer Prothese behandelt, umschließt das Einsatzgebiet der
Endoprothesen mittlerweile auch posttraumatische Verletzungen wie z.B.
Mehrsegmentfrakturen des Humerus. Außerdem ist eine der mittlerweile auf dem
Markt befindlichen Prothesen (siehe Kapitel 1.1.3) bei einer Vielzahl von
degenerativen oder auch stoffwechselbedingten Erkrankungen indiziert.
Arthrose
Wie auch beim Knie- und Hüftgelenk ist die häufigste degenerative Erkrankung bei
der Schulter die Primärarthrose und dies vor allem im Glenohumeralgelenk. Dabei
können in unterschiedlichem Maße beide Reibpartner - also Glenoid und
Humerus - betroffen sein. Oftmals muss abgewogen werden, ob z.B. der
Arthrosegrad des Glenoids einen Ersatz desselben rechtfertigt; oder im Hinblick
auf die Lebenserwartung des Patienten und die hohen glenoidseitigen
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 11
Komplikationsraten durch Lockerung und Verschleiß nur eine Hemiprothese
indiziert ist. Der Glenoidersatz ist nach wie vor die Schwachstelle der
Schulterendoprothetik und Hauptursache für Versagen und Revisionsoperation
[10].
Rotatorenmanschettendefekt
Ein Defekt der das Schultergelenk umspannenden Rotatorenmanschette kann
sowohl traumatisch entstehen, aber auch als Verschleißerscheinung gerade bei
älteren Patienten. Kleinere Defekte werden entweder nicht-operativ behandelt
oder arthroskopisch wiederhergestellt, bei einem Totalversagen wird in den letzten
Jahren zunehmend der Gelenkersatz in Form einer bipolaren oder inversen
Prothese präferiert [11].
Humeruskopfnekrose
Eine seltene Indikation für einen prothetischen Ersatz des Humerus stellt die
Nekrose dar. Ähnlich des Krankheitsbildes der Hüftkopfnekrose handelt es sich
dabei um eine Durchblutungsstörung, die nach und nach zum Absterben des
Knochengewebes führen. Eine solche Nekrose kann auch als Folge einer
Frakturstabilisierung mit Hilfen von Platten und Schrauben auftreten. Im Fall der
Humeruskopfnekrose wird oftmals auf einen Oberflächenersatz zurückgegriffen,
der zu guten bis sehr guten Ergebnisse führt [12].
Frakturen
Vor allem Mehrsegmentfrakturen werden z.B. bei vorher fehlgeschlagener
Fixierung mit Hilfe einer Frakturprothese behandelt. Diese speziellen Formen der
Schulterprothesen zeichnen sich durch verschiedene Möglichkeiten der
Befestigung und Refixierung der Fraktursegmente aus. Dadurch werden die
Tuberculi soweit als möglich anatomisch wiederhergestellt, während die natürliche
Gelenkfläche des Glenoids nach der Operation mit der künstlichen humeralen
Komponente der Prothese artikuliert. Die Versorgung einer Mehrsegmentfraktur
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 12
mittels Prothese, aber auch durch andere Fixierungstechniken ist Objekt
zahlreicher klinischer [13][14] und experimenteller Studien [15].
Rheumatoide Arthritis
Im Falle einer Rheumatoiden Arthritis ist der Gelenkersatz der letzte
Behandlungsschritt, nach der medikamentösen Behandlung, einer
arthroskopischen oder offenen Synovektomie (Entfernung der entzündeten
Gelenkschleimhaut) oder einer Korrekturosteotomie. Dabei gelten als primäre
Ziele des Eingriffs vor allem die Schmerzfreiheit und die Korrektur von
Fehlstellungen, die durch die rheumatische Entzündung und Degeneration
entstanden sind. Das funktionelle Ergebnis ist bei dieser Indikation in den meisten
Fällen schlechter als z.B. bei einer primären Arthrose [16].
1.1.3 Schultergelenkersatz
Historische Entwicklung des Schultergelenkersatzes
Die Idee des künstlichen Gelenkersatzes an der Schulter geht vornehmlich auf
Themistokles Gluck zurück, der bereits 1885 in einem Vortrag vor der Berliner
Medizinischen Gesellschaft die Möglichkeit des Gelenkersatzes aus Elfenbein
oder aus amputierten Gelenken von Leichen darstellte [17].
Die erste praktische Umsetzung gelang dem Franzosen Jules Emile Péan [18] in
Paris bei einem Patienten mit tuberkulöser Gelenkdestruktion. Obwohl das
Implantat nach 2 Jahren aufgrund von Infektionen, die durch die verwendeten
Materialien Hartgummi und Platin hervorgerufen wurden, bereits wieder
entnommen werden musste, zeigte es doch die Möglichkeit des Gelenkersatzes
zur Schmerzreduktion und Funktionswiederherstellung.
Zwischen den Versuchen von Fritz König 1914 und den Fortschritten durch
Charles Neer in den fünfziger Jahren des 20. Jahrhunderts gab es einen gewissen
Stillstand auf dem Gebiet der Schulteroperationstechnik. Dies drückt sich darin
aus, dass in dieser Zeit die Versteifung des Gelenkes als Methode der Wahl
angesehen wurde.
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 13
1953 entwickelte Neer eine Monoblock-Prothese aus einer Kobalt-Chrom-
Molybdän-Legierung. Ab Mitte der 70er Jahre wurden Monoblock-Prothesen auch
mit künstlichen Glenoidkomponenten aus Polyethylen kombiniert. Als 2.
Generation der Schulterprothesen werden ab Ende der 80er Jahre die modularen
Systeme bezeichnet, bei denen verschiedene Schaftgrößen mit unterschiedlichen
Kopfgrößen kombiniert werden können. Allerdings konnten auch diese Prothesen
nicht das anatomische Drehzentrum wiederherstellen, falls z.B. ein anterior-
posteriorer Offset beim Patienten vorliegt. Daher wurde von Boileau und Walch
[19] eine Prothese entwickelt, die sich durch modulare Bestandteile und ein
Exzentersystem im Prothesenkopf an die anatomische Situation anpassen lässt.
Somit waren diese Prothesen der 3. Generation, bei denen sowohl der
Inklinationswinkel und auch medial/dorsales Offset eingestellt werden können, ein
weiterer Schritt in Richtung der vollständigen Rekonstruktion der
Ausgangsanatomie. Als 4. Generation werden schließlich jene Prothesentypen
bezeichnet, bei denen auch die Retroversion des Humeruskopfes am Implantat
einstellbar ist. Diese Retroversion musste bisher allein über die korrekte
intraoperative Knochenschnittführung sichergestellt werden, wobei der
Retroversionswinkel selbst patientenabhängig, aber auch je nach verschiedenen
Mess- und Definitionsmethode stark streuen kann [20][21].
Neuere Entwicklungen im Bereich der Schulterprothetik gehen z.B. in den Bereich
der weiteren Modularisierung, so dass beispielsweise der Schaft einer
Primärprothese bei einer Sekundäroperation - wie dem Wechsel auf eine inverse
Prothese - erhalten bleiben kann. Allerdings stellen jedes zusätzliche Bauteil und
vor allem die Verbindungsstellen einzelner Bauteile auch mögliche
Schwachstellen dar. Außerdem steigen die Komplexität der Operationstechnik und
die Anzahl der möglichen Fehlerquellen mit der Modularität der Implantate. Bei
einigen Prothesentypen ist es aufgrund von Implantatversagen zu Rückrufaktionen
und besonderen Anwendungshinweisen gekommen [22][23]. Wobei bisher nicht
abschließend geklärt werden konnte, ob es sich um konstruktive Fehler oder um
fehlerhafte Anwendungen während der Operation handelt. Es bleibt abzuwarten,
ob dies einen End- oder Wendepunkt des Trends zur weiteren Modularisierung
von Schulterprothesen darstellt.
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 14
Verwendeter Prothesentyp
In dieser Arbeit wurde eine Prothese der zweiten Generation verwendet, die auf
dem Design der BIOMET Bio-Modular basiert (Abbildung 1.1-7 links). Diese
Prothese ist auch mit bipolarem Kopf (Abbildung 1.1-7 rechts) erhältlich und mit
der Möglichkeit, einen anterior-posterioren Offset einzustellen (Abbildung 1.1-7
Mitte). Für die Entwicklung einer Messprothese musste allerdings auf diese
Adaptationsmöglichkeiten verzichtet werden, was das mögliche Patientenkollektiv
einschränkt. Patienten, die ein solches Offset benötigen, konnten also nicht
teilnehmen. Auch Patienten, bei denen eine bipolare Prothese indiziert wäre,
wurden aus dem möglichen Patientenkollektiv ausgeschlossen. Die Ausführung
mit bipolarem Kopf bewirkt ähnlich wie die inverse Prothese eine Lateralisierung
des Drehzentrums, um bei degenerierter Rotatorenmanschette den Deltamuskel
mehr in die Abduktionsbewegung mit einzubeziehen. Da bei diesen Patienten
nicht mit einem Bewegungsumfang oberhalb des Schultergelenkes zu rechnen ist,
wurden diese Patienten auch aus diesem weiteren Grund von dieser Studie
ausgeschlossen.
Ein weiterer Kompromiss, der das mögliche Patientenkollektiv verkleinert, ist die
notwendige Festlegung auf einen Schaftdurchmesser, statt der serienmäßig
lieferbaren acht, und die Begrenzung auf nur 4 statt 10 verschiedener
Kopfdurchmesser. Außerdem wurde auf den Einsatz einer Glenoidkomponente
verzichtet, um Komplikationen, bedingt durch ein Versagen dieser Komponente,
von vornherein auszuschließen [24][25].
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 15
Weitere Prothesentypen
Neben dieser klassischen Schulterprothese in den verschiedenen
Evolutionsstufen oder Generationen, die entweder als sogenannte Hemiprothese
oder in Verbindung mit einem Glenoidersatz als Totalendoprothese bezeichnet
wird, gibt es zwei weitere Haupttypen von Prothesen.
Abbildung 1.1-7 BIOMET Bio-Modular Schulterimplantat
[93]
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 16
Oberflächenersatz
Die Totalendoprothese wurde ursprünglich für den Einsatz bei massivem
Gewebeverlust z.B. durch Infektionen oder Tumoren entwickelt, bzw. bei
komplexen Frakturen des Humerus eingesetzt. Copeland propagierte als erster
den reinen Oberflächenersatz beispielsweise bei jungen Patienten mit
rheumatoider Arthritis (Abbildung 1.1-8), um möglichst viel Gewebe zu erhalten.
Diese Indikation wurde später auf eine primäre Omarthrose ausgeweitet [16]. Die
entsprechend benannte Copeland Prothese besteht aus dem eigentlichen
Oberflächenersatz des natürlichen Humerus und einem zentralen Konus zur
Befestigung im Knochen. Mittlerweile sind sowohl zementfreie Versionen, als auch
Versionen zum zementierten Einbau auf dem Markt verfügbar.
Mit Hilfe des reinen Oberflächenersatzes am Humerus kann der Knochenverlust
minimiert werden, da nur die Oberfläche des Humerus ersetzt wird. Somit behält
man die Möglichkeit, im Falle einer Re-Operation auf eine herkömmliche
Schulterprothese zurückgreifen zu können.
Abbildung 1.1-8 Oberflächenersatz nach Copeland
[26]
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 17
Inverse Prothese
Gerade bei älteren Patienten kommt in den letzen Jahren vermehrt die
sogenannte inverse Prothese zum Einsatz, die das Prinzip des natürlichen
Glenohumeralgelenkes umkehrt (Abbildung 1.1-9). Diese Prothese hat zwei
Wirkungen auf den Bewegungsumfang vor allem bei der Abduktion. Einerseits
vergrößert sie durch eine Lateralisierung des Drehzentrums den Hebelarm des
Deltamuskels und dessen Einfluss auf eine Abduktionsbewegung, andererseits
wird ein Teil der stabilisierenden Wirkung der Rotatorenmanschette durch die
größere Gelenkkongruenz der inversen Prothese übernommen.
Die sphärische Gelenkkugel wird an der Scapula befestigt. Sie artikuliert mit der
konkav ersetzten Gelenkfläche des Humerus. Durch das verschobene
Drehzentrum und die größere Kongruenz können nach erfolgreicher Operation
auch bei totaler Rotatorenmanschettenruptur durchaus akzeptable Ergebnisse
erreicht werden [27]. Oberhalb dieser Grenze verliert der Deltamuskel seine Rolle
als Abduktor, so dass nur selten mit größeren Bewegungsumfängen gerechnet
werden kann. Trotzdem erreicht die inverse Prothese im Bereich der
Patientenzufriedenheit und Schmerzfreiheit gute Ergebnisse. Allerdings bleibt
bisher die Indikation meist auf ein älteres Patientenkollektiv beschränkt, aufgrund
der fehlenden Langzeitergebnisse, der hohen mechanischen Belastung der
Glenoidkomponente und den damit verbundenen hohen Revisionsraten [28].
Obwohl also in den seltensten Fällen der vollständige Bewegungsumfang
wiederhergestellt werden kann, stellt die inverse Prothese zurzeit den Standard
bei diesem Patientenkollektiv und im Fall komplexer Revisionsoperationen dar.
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 18
Abbildung 1.1-9 Inverse Schulterprothese
[29]
1.2 Berechnung und Messung der Schultergelenkbelastung
1.2.1 Modellberechnungen
• Standardbewegungen
Die Belastung der Schulter bei definierten Standardbewegungen, wie z.B. der
Abduktion, wurde bereits von Poppen und Walker berechnet [30]. Die dabei
berechneten Werte stimmen mit späteren Modellberechnungen bis zu Elevations-
bzw. Abduktionswinkeln von bis zu 90° weitgehend überein [31][32]. Ein
ungeklärter Aspekt bei der Modellierung von Standardbewegungen ist allerdings
das Verhalten der Gelenkkraft bei Bewegungen, die über die Horizontale
hinausgehen. Auf der einen Seite ermitteln viele Modelle aufgrund des kleiner
werdenden Hebelarmes sinkende Kräfte beim Überschreiten der Horizontalen, auf
der anderen Seite gibt es auch Ansätze, die von einer weiterhin ansteigenden
Kraft ausgehen [5].
Dies spielt vor allem eine Rolle bei Untersuchungen zum Arbeitsumfeld. Auch hier
stehen Studien, die von einer abnehmenden Kraft über 90° ausgehen [33], denen
gegenüber, die von einer erhöhten Inzidenz von Schulterproblemen bei
Berufsgruppen berichten, die vor allem über Kopf arbeiten [34].
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 19
• Gehstützen
Die Modellberechnungen beim Gebrauch von Gehhilfen, wie z.B. Gehstöcke oder
Unterarmstützen, streuen bei weitem mehr als bei den zuvor behandelten
Standardbewegungen. Die Modellberechnungen der Schulterbelastung variieren
zwischen 6%BW bei der Benutzung von Unterarmstützen [7] bei Patienten mit
einer Teilruptur des Spinalkanals und 170%BW [6] beim Gebrauch eines
Gehstocks.
Schon Messungen an der Hüfte [35] haben gezeigt, dass physiotherapeutische
Anweisungen, wie z.B. „die Stütze mit dem halben Körpergewicht belasten“, kaum
von den Patienten realisiert werden können. Bei diesen Messungen kam es zu
einer Entlastung des Hüftgelenkes von nur ca. 10-20% [36][37]
• Rollstuhlfahren
Menschen im Rollstuhl sind mehr als der Rest der Bevölkerung von Erkrankungen
des Schultergelenkes betroffen [38]. Dies ist wenig verwunderlich, da die oberen
Extremitäten bei diesen Menschen außer für die Bewegungen des Alltags auch für
die Fortbewegung benutzt werden, was natürlich zu einer Mehrbelastung des
Schultergelenkes führt. Der Gebrauch eines Rollstuhls ist bereits von mehreren
Forschungsgruppen analysiert und auch die Belastung der Schulter ist dabei
berechnet worden [39][40][41-44]. Neben der Belastung beim ebenen
Rollstuhlfahren wurden auch der Einfluss von Steigungen untersucht, aber auch
extreme Belastungen wie z.B. das Anheben des Körpers aus dem Rollstuhl [45].
Die grundlegende Frage, die durch Messungen mit instrumentierten Prothesen
geklärt werden kann, ist ob der Gebrauch des Rollstuhls zu höheren
Schulterbelastungen führt als einige Alltagsaktivitäten.
Die gewonnenen Daten können auch bei diesem Themenkomplex dazu genutzt
werden, die vorhandenen Computermodelle weiter zu verbessern und an die in
vivo gemessenen Werte anzupassen.
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 20
• Alltagsbewegungen
Aufgrund ihrer Komplexität und der individuellen Variation der
Bewegungsausführung sind die Gelenkbelastungen bei Alltagsbewegungen bei
weitem schwerer zu berechnen als eine reine Elevation oder Abduktion. Deshalb
wurden bisher nur wenige Modellberechnungen bei Alltagsbewegungen
durchgeführt. Anglin et al. [6] [46] allerdings stellten die Hypothese auf, dass
höhere Kräfte bei Alltagsbewegungen wirken würden als bei reiner Abduktion oder
Elevation und sah sich durch ihre eigenen Berechnungen bestätigt. Alle von ihnen
untersuchten Aktivitäten führten zu Belastungen von mehr als 100%BW allerdings
auch mit extremen Streubreiten (jeweils in Klammern angegeben). Sie berechnete
durchschnittliche Werte von 130%BW (30-410%BW) beim Hinsetzen auf einen
Stuhl mit Abstützung auf den Armlehnen, 180%BW (50-430%BW) beim Aufstehen
aus dem Stuhl, 180%BW (150-230%BW) beim Tragen einer 5kg Box mit
ausgestreckten Händen vor dem Körper, und 240%BW (130-430%BW) beim
lateralen Tragen eines 10kg schweren Koffers. Ziel unserer Messungen war, diese
Werte zu überprüfen, wobei wir trotz der großen Variation im Patientenkollektiv
hinsichtlich Alter, Gewicht und physischer Leistungsfähigkeit geringere Variationen
der Ergebnisse erwarteten als bei den Untersuchungen von Anglin et al.
1.2.2 Messungen in vitro
Bei Kadaverstudien, in sogenannten in vitro Studien, kann die Muskelkraft nicht
adäquat aufgebracht werden. Ziel dieser Studien ist es, die aus
Modellberechnungen erhaltenen Daten zu nutzen, um z.B. Implantate und deren
Fixierungen vor allem im Bereich der Glenoidkomponenten in möglichst
realistischer Umgebung zu testen. Oftmals werden für solche Versuche Seilzug-
Konstruktionen verwendet [47][48], teilweise in Verbindung mit mechanischen
Prüfmaschinen, um die Gelenkkraft nachzubilden [49].
Einleitung
Dissertation Peter Westerhoff 21
1.2.3 In vivo Messungen
Neben den eigenen Messungen gibt es ein Projekt in Großbritannien, das sich mit
der Instrumentierung von Schulterprothesen beschäftigt. Bei diesem wurde eine
inverse Prothese mit Messelektronik ausgerüstet und 2009 erstmals eingesetzt
[50]. Aufgrund der eingeschränkten Funktionalität des sehr alten Patienten
konnten dabei allerdings nur Maximalbelastungen von 380N gemessen werden
bei einer Abduktion von wenigen Grad gegen externen Widerstand.
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 22
2
Methodik
2.1 Patientenkollektiv
Für die Messungen der Schulterbelastung wurde angestrebt, Patienten mit einem
voraussichtlich guten funktionellen Ergebnis zu finden, um möglichst viele und
auch anspruchsvolle Aktivtäten untersuchen zu können. Aufgrund der geringen
Erwartungen an den voraussichtlichen Bewegungsumfang wurden daher
Patienten mit rheumatoider Arthritis von vornherein ausgeschlossen. Aus dem
gleichen Grund wurden Mehrfachfrakturen als Indikation ausgeschlossen, da
diese oftmals erst in einer sekundären Operation mit einer Endoprothese versorgt
werden, falls eine Versorgung z.B. mit einer Platte fehlgeschlagen ist. Außerdem
wurden Patienten ausgeschlossen, bei denen ein Ersatz des Glenoids indiziert
war, da die Glenoidkomponenten nach wie vor das größte Versagensrisiko in der
Schulterendoprothetik bergen [51].
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 23
Aufgrund dieser Ausschlusskriterien und der konstruktiven Gegebenheiten wurden
daher Patienten ausgewählt, die für eine hemiprothetische Versorgung einer
primären Omarthrose ohne Glenoid-Ersatz in Frage kommen.
Nach Habermeyer ist diese indiziert bei Patienten über 45 Jahren, einem
Gelenkspalt zwischen 3 und 5 mm, Osteophytenbildung Typ II-III nach Samilson
[52] und einem Pfannentyp „A I“ nach Walch [53]. Patienten unter 45 Jahren, die
natürlich noch interessanter in Bezug auf das funktionelle Ergebnis wären, werden
heutzutage meistens mit einem Oberflächenersatz (vgl. Kapitel 1.1.3) versorgt. In
dieser Art von Prothese ist es allerdings mit der vorgestellten Messmethode
unmöglich, die Schultergelenkbelastung zu untersuchen.
Diese enge Eingrenzung der möglichen Patienten und die konstruktionsbedingte
weitere Eingrenzung (Kapitel 2.2.1) führten dazu, dass sich die Patientensuche
über mehr als 3 Jahre hinzog. Neben den Kliniken der Charité und in Berlin
wurden Patienten auch z.B. in Magdeburg und Hamburg gesucht. Erst die
Zusammenarbeit mit Herrn PD Dr. Halder und Herrn Dr. Beier von den Sana
Kliniken in Sommerfeld, Deutschland führte schließlich zum Erfolg. Nach der
Erstimplantation eines Patienten in der Charité wurden alle weiteren Patienten in
Sommerfeld operiert. Unter den teilnehmenden Patienten sind 3 Frauen und 5
Männer (Abbildung 2.1-1, Tabelle 2-1). Das Körpergewicht variierte stark zwischen
50 (Schulterpatient Nr. 4, Implantat rechts; Abkürzung: S4R) und 134kg (S6R),
weshalb in den Messungen die gemessenen Belastungen in der Regel auf das
Körpergewicht normiert und in %BW (Prozent Körpergewicht) angegeben werden.
Alle Patienten waren Rechtshänder und bis auf Patient S3L wurden alle Prothesen
auf der rechten, dominanten Seite implantiert. Das Alter der Patienten schwankte
zum Zeitpunkt der Operation zwischen 50 (S6R) und 81 Jahren (S4R). Aufgrund
dieser Heterogenität des Patientenkollektivs sind empirisch statistische Aussagen
schwer zu treffen. Hinzu kommt das extrem unterschiedliche Niveau unter den
Patienten, was muskuläre Konstitution und Kondition angeht. Daher bleiben die
Messungen der Schultergelenkbelastungen, wie alle bisherigen Messungen mit
instrumentierten Implantaten, Beobachtungen an einzelnen Patienten.
Rückschlüsse z.B. auf die Gelenkbelastungen mit einer anderen Prothese oder
gar auf das gesunde Gelenk sollten daher mit Vorsicht getroffen werden.
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 24
Tabelle 2-1 Patientendaten
Patient Alter Gewicht [kg] Größe [cm] Implantat Ø [mm]
S1R 69 101 186 48
S2R 63 91 161 44
S3L 71 73 168 48
S4R 81 50 163 44
S5R 68 103 163 48
S6R 50 134 182 52
S7R 68 89 172 48
Abbildung 2.1-1 Patientenkollektiv
Obere Reihe von links nach rechts: S1R, S2R, S3L, S4R
Untere Reihe von links nach rechts:S5R, S6R, S7R, S8R
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 25
S8R 73 83 173 50
2.2 Instrumentierte Schulterprothese
Die Beschreibung der Prothese basiert auf dem Originalartikel: „An instrumented
implant for in vivo measurement of contact forces and contact moments in the
shoulder joint“, publiziert bei der Zeitschrift „Medical Engineering & Physics“ [54].
Eine instrumentierte Schulterprothese muss die gleichen Anforderungen erfüllen
wie ein Standard-Implantat. Dazu gehört als erstes natürlich die Sicherheit des
Patienten. Außerdem dürfen die vorgenommenen Änderungen weder die Funktion
des Implantates, noch den operativen Ablauf beeinflussen. Alle nicht
biokompatiblen Bauteile müssen im Inneren der Prothese hermetisch
abgeschlossen untergebracht sein, um ein Eindringen von Körperflüssigkeiten zu
verhindern. Dies setzt eine Miniaturisierung der Bauteile entsprechend der Größe
des Implantates voraus.
Bei der Messung von mechanischen Belastungen auf ein Implantat müssen
weiterhin folgende Punkte beachtet werden:
- Mechanisch muss sichergestellt werden, dass die Lasteinwirkung zu
100% durch den Bereich des Implantates geht, in dem die Messsensoren
platziert sind.
- Das Implantat muss an der Stelle der Messsensoren so elastisch sein,
dass eine Deformation überhaupt gemessen werden kann, muss aber
außerhalb dieses Bereiches eine ausreichende Steifigkeit aufweisen, so
dass z.B. verschiedene Lasteinleitung das Messergebnis nicht
verfälschen können.
- Alle zu messenden Größen müssen mit einer ausreichenden
Genauigkeit gemessen werden, um verlässliche und reproduzierbare
Ergebnisse zu erlangen.
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 26
Abbildung 2.2-1 Röntgenaufnahme Patient S2R
2.2.1 Aufbau
Um diese Anforderungen zu erfüllen, wurde ein klinisch erprobtes
Schulterimplantat des Typs BIOMET Bio-Modular (BIOMET Deutschland GmbH,
Deutschland) mit einer 9-Kanal Telemetrie, sechs Halbleiter-Dehnmessstreifen
und einer induktiven Spannungsversorgung ausgestattet [54]. Im Vergleich zur
Standardprothese ist der Schaft und der Hals der Prothese hohl und beherbergt
die Bauteile zur Messung der Schultergelenkbelastung.
Aufgrund des hohen Fertigungsaufwandes, der umfangreichen
Kalibrationsmethoden (siehe Kapitel 2.2.5) und des aufwendigen
Zulassungsprozesses wurde das Implantat nur in einer Schaftgröße (11mm) und
vier verschiedenen Kopfgrößen hergestellt. Im Vergleich zum Standardimplantat
mit insgesamt 8 Schaftgrößen und 10 verschiedenen Kopfdurchmessern stellt dies
eine erhebliche Einschränkung in Bezug auf das mögliche Patientenkollektiv dar
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 27
(siehe Kapitel 2). Im Vergleich zum Serienimplantat wurde außerdem die
Konusgeometrie umgekehrt und der Kopf wird wegen der notwendigen Kalibration
(Kapitel 2.2.5) bereits vor der OP fest auf den Schaft aufgepresst.
Abbildung 2.2-2 Schnittbild der Messprothese
[54]
Dehnmessstreifen
Telemetrie
Induktionsspule
PEE
K
-Ka
pp
e
Antenne
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 28
2.2.2 Telemetrie
Die Telemetrie besteht hauptsächlich aus einem speziell für dieses Einsatzgebiet
entwickelten Chip [55]. Die Widerstandswerte der einzelnen DMS werden
gemessen und in eine Puls-Intervall-Modulierte (PIM) Signalfolge umgesetzt.
Diese wird auf einer Trägerfrequenz von ca. 100MHz über die interne Antenne am
unteren Ende der Prothese aus dem Körper heraus gesendet. Dabei
repräsentieren die Abstände zwischen zwei aufeinanderfolgenden Pulsen ein Maß
für den aktuellen Widerstandswert des jeweiligen DMS. Neben den Pulsen zur
Messung der Widerstände der DMS werden zusätzliche Signale gesendet, die die
gemessene Temperatur und die anliegende Versorgungsspannung des Chips
übertragen. Am Ende einer jeden Pulsfolge werden zwei sehr kurz
hintereinanderliegende Pulse gesendet, die den sogenannten
Synchronisationskanal bilden. Dadurch kann z.B. bei Abbruch der Verbindung
oder beim Start einer Messung jeder Kanal eindeutig zugeordnet und die Messung
synchronisiert werden [55].
2.2.3 DMS
Im Inneren des hohlen Implantat-Halses wurden sechs Dehnungsmessstreifen
(Typ KSP 1-350- E4, Kyowa, Japan) angebracht. Dafür wird der Hals mit
Schleifpapier und Ethanol vorbereitet. Zur Ausrichtung der DMS wurde eine
spezielle Positionierungsvorrichtung verwendet, um sicherzustellen, dass alle
DMS in gleicher Höhe angebracht werden. Außerdem müssen zur Messung der
Torsionsbelastungen 3 der 6 DMS in einem Winkel von 45° zur Halsachse geklebt
werden.
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 29
2.2.4 Messverfahren – Brückenschaltung vs. Matrix-Methode
Das klassische Verfahren zur Messung von mechanischen Belastungen mit Hilfe
von Dehnmessstreifen ist eine Brückenschaltung nach Wheatstone (Abbildung
2.2-3 ).
Abbildung 2.2-3 Prinzip-Skizze Brückenschaltung nach Wheatstone
[56]
Hier wird unterschieden zwischen Viertel-, Halb- und Vollbrücken, je nachdem, ob
von den vier Widerständen R1 bis R4 ein, zwei oder vier Widerstände Messfühler
oder statische Widerstände sind. Allen gemeinsam ist die Tatsache, dass eine
Widerstandsänderung eines DMS nicht direkt gemessen wird, sondern die
Spannungsdifferenz zwischen zwei parallel zueinander liegenden
Spannungsteilern. Dadurch können sehr geringe Widerstandsänderungen
gemessen werden. Eine solche Brückenschaltung reagiert sehr empfindlich auf
Driftbewegungen der einzelnen Widerstände und muss regelmäßig abgeglichen
werden (Abbildung 2.2-3).
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 30
Abbildung 2.2-3 Abgleich einer Brückenschaltung
[56]
Dieses Abgleichen ist innerhalb einer Prothese postoperativ naturgemäß kaum
möglich. Der Drift ist bei den verwendeten Halbleiter-Dehnmessstreifen weniger
kritisch, da das Messsignal im Vergleich zum Störsignal (z.B. Drift) bei weitem
größer ist. Durch Halbleiter-DMS kann eine größere Widerstandsänderung als
Messsignal in Relation zum Ausgangswiderstand erreicht werden, der sog. K-
Faktor. Während herkömmliche Folien-DMS einen K-Faktor von 2 bis 6 haben,
sind durch die Halbleiterbauweise Werte von ca. 150 möglich [57].
Durch diesen hohen K-Faktor kann eine Messung von 6 Lastkomponenten mit
Hilfe der Matrix-Methode mit nur 6 DMS durchgeführt werden [58]. Ein weiterer
Punkt bei der Messung von 6 Lastkomponenten ist die messtechnische Trennung
der einzelnen Komponenten voneinander, um einen sogenannten Crosstalk zu
vermeiden. Dies kann entweder mechanisch oder mathematisch geschehen. Eine
mechanische Kompensation ist aufgrund der begrenzten räumlichen
Gegebenheiten innerhalb der Prothese unmöglich. Daher muss die Trennung der
einzelnen Komponenten rein mathematisch durchgeführt werden.
Die Signale der DMS werden mit einer während der Kalibration erstellten 6x6
Matrix multipliziert und ergeben dann gemäß der Beziehung zwischen
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 31
aufgebrachter Last und Signal der DMS (Formel 1) einen einspaltigen Vektor,
bestehend aus den drei Kraftkomponenten und den drei gemessenen Momenten
[58]. Ziel der Kalibration ist es, die optimalen Konstanten der 6x6 Matrix zu
ermitteln (Kapitel 2.2.5).
i
i
i
i
i
i
zi
yi
xi
zi
yi
xi
i
i
S
S
S
S
S
S
dd
d
d
d
dd
dddd
M
M
M
F
F
F
SDL
6
5
4
3
2
1
6661
51
41
31
2221
16131211
....
.....
.....
.....
....
..
*∗=⇒=
Li – Lastkomponentenvektor
D – Kalibrationsmatrix
Si – DMS-Signalvektor
FX, FY, FZ – Kraftkomponenten
MX, MY, MZ – Momentenkomponenten
Dij – Kalibrationskonstanten
Formel 1: Matrix Methode zur Messung von 6 Lastkomponenten
2.2.5 Kalibration der Prothese
Um eine möglichst hohe Genauigkeit zu erreichen, muss jede Prothese vor dem
Einbau unter möglichst realitätsnahen Bedingungen kalibriert werden [59]. Dazu
wird sie in einem massiven Metallblock mit Knochenzement eingegossen. Auf den
Kopf der Prothese wird ein Kalibrationsblock montiert. Dieser Block wird über
Schraubverbindungen und elastische Silikonlagerungen befestigt, ohne die
empfindliche polierte Oberfläche des Prothesenkopfes zu beschädigen (Abbildung
2.2-4). Der Block ist mit 21 Stahlkugeln bestückt, über die definierte
Kombinationen von Kräften und Momenten mit Hilfe einer mechanischen
Prüfmaschine aufgebracht werden können. Die aufgebrachte Kraft wird bei der
Kalibration über ca. 20 Sekunden langsam gesteigert und nach Erreichen der
vorgegebenen Maximallast langsam wieder heruntergefahren. Dabei werden ca.
5000-mal die DMS-Werte und die aufgebrachte Last aufgenommen und in der
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 32
Kalibrationsdatei gespeichert. Diese Prozedur wird für jeden der 21
Kalibrationspunkte mit unterschiedlichen Kraftrichtungen und Hebelarmen
wiederholt. Außerdem wird die Kalibration bei verschiedenen Temperaturen
durchgeführt, um eventuelle Schwankungen der Körpertemperatur des Patienten
kompensieren zu können. Überdies wird die Kalibration bei verschiedenen
anliegenden Versorgungsspannungen wiederholt. Dadurch kann ein Einfluss der
in der Prothese induzierten Spannung mathematisch kompensiert werden. Die
komplette Kalibrationsdatei enthält demnach mehr als eine halbe Million
Messwerte (5000 Messwerte pro Kalibrationspunkt x 21 Kalibrationspunkte x 5
Temperatur- und Energiebedingungen) [59].
Abbildung 2.2-4 Kalibrationsblock
[54]
2.2.6 Genauigkeit
Um die Genauigkeit eines multiaxialen Lastaufnehmers anzugeben, gibt es eine
Vielzahl an Möglichkeiten. Eine davon, die bei einer instrumentierten Knieprothese
der Gruppe um Darryl D‘Lima verwendet wurde [60], ist das Bestimmtheitsmaß R²
zwischen aufgebrachter und gemessener Last. Ein hoher Wert indiziert allerdings
nicht unbedingt eine hohe Genauigkeit. Ein konstanter Fehler z.B. durch einen
Offset (Abbildung 2.2-5; links oben) hat z.B. keinen Einfluss auf R². Ebenso wirkte
sich ein konstant mit der aufgebrachten Last ansteigender Fehler nicht auf R² aus,
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 33
da die Korrelation theoretisch immer noch bei 1 liegen könnte. Daher haben wir
uns entschieden, den Fehler in jeder Lastkomponente als Differenz zwischen
aufgebrachter und in der Prothese gemessener Last anzugeben.
Abbildung 2.2-5 zeigt den Verlauf der aufgebrachten Kraft bzw. des aufgebrachten
Momentes im Verhältnis zum in der Prothese gemessenen Wert. Die Differenz
zwischen aufgebrachter Last und Messwert der Prothese, also der Messfehler
jeder Lastkomponente, ist jeweils auf der rechten senkrechten Achse in Prozent
bezogen auf die maximal aufgebrachte Last in dieser Komponente aufgetragen.
Durch den Aufwand bei der Kalibration der Prothese, umfangreiche
mathematische Berechnungen und Optimierung konnte bei den Messprothesen
eine Genauigkeit von ca. 2% inklusive Crosstalk erreicht werden.
Die Genauigkeit der Kräfte war besser als die der Momente, was
höchstwahrscheinlich mit der Problematik zusammenhängt, Momente und
insbesondere Torsionsmomente auf eine Halbkugeloberfläche aufzubringen.
Neben der Ungenauigkeit der aufgebrachten Kraft kommt bei den Momenten noch
die Ungenauigkeit des Hebelarmes als zusätzliche Fehlerquelle hinzu. Überdies
ist konstruktionsbedingt bei einer Schulterprothese der Punkt der Krafteinleitung -
z.B. im Vergleich zu Knie- und Hüftprothesen - sehr nah an dem Bereich der DMS,
die die Deformation messen. Dadurch kann nicht von einer idealen Balkenbiegung
ausgegangen werden und lokale Verformungen z.B. des Schaftes haben Einfluss
auf das Messergebnis. Diese Problematik stellt eines der zentralen Probleme beim
Design von instrumentierten Prothesen dar [59]. Ein Teil des Messfehlers tritt in
Form eines hochfrequenten Zitterns auf, bedingt durch das externe Magnetfeld
(Abbildung 2.2-5; rechts unten). Aufgrund der hohen Abtastfrequenz von ca.
150 Hz, können diese Störungen vor allem bei langsamen Bewegungen teilweise
mathematisch herausgefiltert werden, ohne das Ergebnis zu verfälschen. Dadurch
kann die Messgenauigkeit noch einmal verbessert werden. Die Genauigkeit der
Schulterprothese liegt somit im Bereich von kommerziellen 6-Komponenten-
Kraftmessdosen.
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 34
Abbildung 2.2-5 Genauigkeit der Prothese in allen 6 Lastkomponenten
[54]
Links: Kraftkomponenten FX, FY und FZ.
Rechts: Momente MX, MY und MZ
Jeweils gemessene Kraft bzw. Moment auf der Y-Achse vs. aufgebrachte(s) Kraft bzw. Moment auf
der X-Achse. Auf den rechten Y-Achsen die Differenz beider Werte als Maß für die Genauigkeit
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 35
2.2.7 Externe Messeinrichtung /Teleport/Spule/Antenne
Abbildung 2.2-6 Überblick Messaufbau
[54]
Während der Messung trägt der Patient eine externe Spule um den Arm zur
Spannungsversorgung des Implantates und zusätzlich eine externe Antenne
(Abbildung 2.2-6; links), die die Signale der Prothese empfängt und an den
sogenannten Teleport (Abbildung 2.2-6; Mitte oben) überträgt. Dieses Gerät erfüllt
folgende Funktionen:
- Die Kontrolle und Regelung der Versorgungsspannung
Da die Signale der DMS abhängig sind von der anliegenden
Versorgungsspannung, ist eine exakte und konstante Regelung dieses Wertes
von großer Bedeutung. So wird kontinuierlich der aus der Prothese empfangene
Wert der anliegenden Versorgungsspannung der Telemetrie gemessen, mit dem
vorgegebenen Sollwert aus der Kalibration verglichen und das externe Magnetfeld
gegebenenfalls nachgeregelt.
- Die Aufnahme und Vorverarbeitung der Messsignale aus der Prothese
Aus der Prothese werden pulsintervallmodulierte Signale gesendet, d.h. der
Abstand zwischen zwei Pulsen der Pulsfolge repräsentiert den Wert eines DMS.
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 36
Der Teleport misst diesen zeitlichen Abstand und setzt ihn in eine serielle
Zahlenfolge um, die dann über den USB-Anschluss an den angeschlossenen
Computer übertragen wird. Diese Signale werden dann mit Hilfe der
Kalibrationsmatrix in Kräfte und Momente umgerechnet, nachdem Temperatur-
und Versorgungsspannungsschwankungen kompensiert wurden [61].
2.3 Messablauf
2.3.1 Aufnahme der in vivo Daten
Bei der Messung werden die externe Induktionsspule und die Antenne mit dem
Teleport (siehe 2.2.7) verbunden. Erst wenn durch den Teleport die
Induktionsspannung erzeugt wird, werden Daten von der Prothese übertragen.
Vom Teleport werden die Signale an einen Laptop oder PC übertragen und
können dort in Echtzeit mit dem Messprogramm (Kapitel 2.4.2) analysiert werden.
Außerdem werden die Patienten mit einer Videokamera aufgenommen. Das
Bildmaterial, eine Tonspur und die auf der zweiten Tonspur aufgezeichneten
Messdaten werden dann zusammen auf einer DV-Cassette für die weitere
Analyse im Labor gespeichert.
2.3.2 Auswertung im Labor
Die während der Messung aufgenommenen Videos auf der DV-Cassette werden
in den Rechner eingelesen, komprimiert und abgespeichert. Dann werden mit Hilfe
des laborinternen Videoschnittprogrammes „Avi-Clip“ (Kapitel 2.4.3) einzelne
„Clips“ aus dem ca. einstündigen Video herausgeschnitten. Mit Hilfe des
Messprogramms können dann synchron zum Video-Clip Datenfiles erstellt
werden. Diese Datenfiles enthalten die Signale der DMS, des Temperatursensors
und die anliegende Versorgungsspannung. In einem zweiten Datenfile zu jedem
Clip werden die mit Hilfe der Kalibrationsmatrix errechneten Kräfte und Momente
gespeichert. Diese Kräfte-Datei kann dann zusammen mit dem Video des
Patienten in das Programm „OrthoLoad“ (Kapitel 2.4.5) eingeladen und dargestellt
werden. Außerdem wird jedem Clip und der zugehörigen Kräfte-Datei eine
Aktivitäten-Bezeichnung zugeordnet und ein Datenbank-Schlüssel generiert. Mit
Hilfe dieses Schlüssels kann in der laborinternen Datenbank und der Software
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 37
„Synopsi“ (Kapitel 2.4.4) gezielt nach Patienten, Aktivitäten oder auch bestimmten
postoperativen Daten gesucht werden.
Der letzte Schritt der Analyse ist die Mittelung mehrerer Wiederholungen oder
aber die nochmalige Mittelung mehrerer zuvor schon einzeln gemittelter
Patientendaten zu einem „mittleren“ oder „typischen“ Patienten. Dies geschieht auf
der Grundlage eines modifizierten „Time-Warping“-Verfahrens [62] (Kapitel 2.4.6).
2.3.3 Umrechnung auf das Glenoid
• Bewegungsanalyse
Die Umrechnung der Belastung auf das Glenoid wird zusammen mit der
Forschungsgruppe von Frans van der Helm in den Niederlanden durchgeführt. Im
Rahmen dieser Arbeit soll nur kurz auf diese Zusammenarbeit eingegangen
werden und auf die Möglichkeiten, die sich daraus ergeben.
Die Glenoidkomponente und deren Lockerung ist für die meisten
Revisionsoperationen verantwortlich [10]. Eine mechanische Erklärung ist das
sogenannte „Rocking Horse Syndrom“ [51], bei dem es durch wechselnde
exzentrische Lasten auf dem Glenoid zu einer Lockerung kommt.
Mit Hilfe einer Analyse der Bewegung zwischen Humerus und Scapula sollen die
gemessenen Belastungen und deren Richtung auf das Glenoid übertragen
werden. Dadurch können Bewegungen und Aktivitäten identifiziert werden, die zu
solchen exzentrischen Belastungen auf dem Glenoid führen. Auf Basis dieser
Daten können langfristig dann auch Prüfnormen entwickelt werden, um z.B.
verschiedene Verankerungstechniken im Labortest vergleichen zu können.
Zur Aufnahme der Bewegung des Patienten werden Marker-Cluster an vorher
festgelegten Positionen des Körpers befestigt. Jedes Cluster besteht aus drei
einzelnen aktiven Infrarot-Markern. Diese werden mit Hilfe eines Infrarotkamera-
Systems (Optotrak, Northern Digital Inc., Canada) im dreidimensionalen Raum
aufgenommen [63]. Für die Messungen standen 12 Kameras in Form von 4
Dreifach-Kamera-Systemen zur Verfügung (Abbildung 2.3-1).
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 38
Abbildung 2.3-1 Kamerasystem und Marker-Cluster
Links: Kamerasystem Optotrak [63]
Rechts: Patient mit Marker-Cluster an Hand, Oberarm und Schulter sowie externer Energiespule
(rot) und Antenne zur in vivo Messung
Zur Messung der Scapulabewegung wird in quasistatischen Versuchen
gleichzeitig ein sogenannter Scapula Locator [64] und ein Marker-Cluster auf dem
Acromion verwendet. In der Literatur wurde eine gute Übereinstimmung beider
Systeme gezeigt [65]. Daraus folgend wird bei den dynamischen Bewegungen
(ohne Locator) die Bewegung der Scapula mit Hilfe des Marker-Clusters auf dem
Acromion und den Locator-Daten aus den statischen Übungen errechnet.
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 39
Abbildung 2.3-2 Messung der Scapula-Bewegung
Links: Scapula-Locator links
Rechts: Marker-Cluster auf dem Acromion
[65]
• Auswertung der CT-Daten
Vor und nach der Operation wurden von den Patienten CT-Aufnahmen mit einer
Schichtdicke von 0,5mm gemacht (Toshiba Aquilion 64, TMSE, Niederlande). In
diesen Aufnahmen wurden anatomische Landmarken lokalisiert, um das auf der
Geometrie der Prothese basierende Koordinatensystem in ein knochenbasiertes
Koordinatensystem entsprechend der ISB-Empfehlung [66] umzurechnen.
Entsprechend dieses Verfahrens wurde auch das Koordinatensystem der Scapula
festgelegt. Zur Festlegung des Glenoid-Koordinatensystems wurde eine Ellipse in
die Fläche des Glenoids gelegt. Die Y-Achse entspricht der längeren Hauptachse
in superior-inferiorer Richtung, während die X-Achse in anterior-posteriorer
Orientierung in dieser Ellipse liegt. Die Z-Achse ergibt sich aus der Senkrechten
auf den beiden anderen Achsen.
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 40
• Koordinaten-Transformationen
Die gemessenen in vivo Belastungen der Humerusprothese werden insgesamt
drei Mal umgerechnet. Die erste Umrechnung erfolgt mit statischen
Umrechnungswinkeln vom Prothesen-System, das dem Kalibrations-
Koordinatensystem entspricht, in das Knochen-Koordinatensystem des Humerus.
In diesem System sind standardmäßig alle Ergebnisse dieser Arbeit dargestellt.
Zur Berechnung der Glenoidbelastung folgt im nächsten Schritt die Umrechnung in
das Scapula-Koordinatensystem dynamisch für jeden einzelnen Zeitpunkt mit Hilfe
der Daten der Bewegungsanalyse. Nach dieser dynamischen Transformation
erfolgt die letzte Transformation vom Scapula-System in das Glenoid-
Koordinatensystem aufgrund der anatomischen Landmarken aus den CT-
Aufnahmen.
2.4 Software
Da die in dieser Arbeit verwendete Software zum größten Teil innerhalb des
Biomechanik Labors entstanden und nicht kommerziell verfügbar ist, bedürfen die
einzelnen Programme einer kurzen Beschreibung.
2.4.1 Kalibrationsprogramm
Die in Kapitel 2.2.5 angesprochene Kalibration wird mit Hilfe des laboreigenen
Kalibrationsprogramms durchgeführt. Aufgabe dieser Software ist es, aus den
5000 Messungen der 6 DMS-Kanäle von jedem der 21 Kalibrationspunkte die
optimale Messmatrix zu berechnen. Dies geschieht über Optimierungsverfahren,
die die Fehler für alle 6 Komponenten minimiert. Außerdem werden noch
Ausgleichspolynome berechnet, um den Einfluss der Temperatur und der
anliegenden Versorgungsspannung herauszufiltern.
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 41
Abbildung 2.4-1 Kalibrationsprogramm
Oben: Signale der Dehnmessstreifen „1“ – „6“ bei steigender Belastung auf einen der 21
Kalibrationspunkte.
Unten links: Übersicht aller Kalibrationspunkte bei allen Temperatur- und
Versorgungsspannungsbereichen
Unten rechts: Auswahl der Kalibrationsbereiche, Rechen-Polynome und weiterer
Kalibrationsparameter
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 42
2.4.2 Messprogramm
Das Messprogramm rechnet die DMS-Widerstandswerte mit Hilfe der mit dem
Kalibrationsprogramm für diese Prothese erstellten Kalibrationsdatei in
mechanische Belastungen um und stellt diese in Echtzeit dar, z.B. zur
unmittelbaren Kontrolle während der Messung. Außerdem können nach der
Messung bei der Analyse im Labor sowohl die DMS-Widerstandwerte, als auch
die Belastungswerte in ASCII Dateien abgespeichert werden.
2.4.3 Programm zum Schneiden und Protokollieren der Daten
Abbildung 2.4-2 Video- und Datenschnittprogramm
Oben links: Videosteuerungspanel zur Auswahl der Grenzen eines Clips
Mitte links: Patient während der Übung
Unten links: Eingabefenster für Kommentare und Clipeigenschaften
Oben rechts: Messprogramm mit Kraft-Momenten-Diagramm
Mitte rechts: Konfiguration der externen Messapparatur und Warnmeldungen über fehlerhafte
Datensätze
Unten rechts: Protokoll der Messung mit Schnittgrenzen der Clips und Aktivitätsbezeichnungen
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 43
Mit dem Programm „Avi-Clip“ werden Schnittgrenzen innerhalb des maximal
einstündigen Videos einer Messung festgelegt und entsprechende Videoclips
einer abgeschlossenen Übung von typischerweise 10-20 Sekunden Länge
geschnitten. Außerdem kann das Programm ein weiteres Modul steuern, das den
einzelnen Clips eine Bezeichnung (Aktivität) und einen damit verbundenen
Datenbankschlüssel zuweist. Diese werden dann zusammen mit Angaben zur
Messung und zum Patienten in eine Protokoll-Datei gespeichert. Jeder Clip ist
dadurch eindeutig einem Patienten, einem Messdatum und einer Aktivität
zugeordnet, so dass nach diesen Parametern in der Datenbank gesucht werden
kann.
2.4.4 Datenbankverwaltungsprogramm (Synopsi)
Abbildung 2.4-3 Suchmaske Datenbankprogramm Synopsi
Links: Auswahl des Patienten und/oder des Messdatums
Mitte: Auswahl der Aktivität des/der Patienten
Rechts: Auswahl Zusatzparameter
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 44
Das Programm „Synopsi“ stellt die Schnittstelle zu einer SQL-basierten Datenbank
dar, in der alle Clips und die dazugehörigen Datenfiles gespeichert werden. Mit
Hilfe dieses Programms werden die Daten der in vivo Messung in die Datenbank
eingelesen und auch für die Publikation in der öffentlich zugänglichen Internet-
Datenbank www.orthoload.com freigegeben. Zusätzlich werden die maximalen
und minimalen Werte aller Lastkomponenten in der Datenbank abgespeichert, so
dass gezielt auch z.B. nach den größten oder kleinsten Kräften oder Momenten
gesucht werden kann. Die Suche funktioniert über eine Suchmaske (Abbildung
2.4-3), die es erlaubt, gezielt z.B. nach einem Patienten an einem Messtag, oder
auch nach einem oder mehreren Patienten, die eine bestimmte Aktivität ausführen
zu suchen.
Als Ergebnis der Suche wird dann eine Übersicht aller Messungen angezeigt, die
den Suchkriterien entsprechen (Abbildung 2.4-4).
Abbildung 2.4-4 Ergebnisliste Datenbankprogramm Synopsi
Links: Schaltflächen zur Freigabe der Messdaten im Internet.
Mitte oben: Ergebnisliste mit Maximal- und Minimalbelastungswerten der gefundenen Messungen
Mitte unten: Einzelbestandteile des gefundenen Datensatzes (Textdatei, Bilder des Patienten,
Diagramme, Videoclips)
Rechts oben: Belastungs-Zeit-Diagramm der gefundenen Messung
Rechts unten: Patientenabbildung zum Zeitpunkt der maximalen Belastung während der Messung
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 45
2.4.5 Darstellungssoftware (Orthoload)
Abbildung 2.4-5 Darstellungsprogramm Orthoload
Oben links: Resultierende Kraft und Komponenten über der Zeit.
Darunter links: Resultierendes Moment und Komponenten über der Zeit
Unten links: Maximal- und Minimalwerte sowie aktuelle Belastungswerte, Infos zur Messung und
Steuerungstasten
Oben rechts: Vektordarstellung der resultierenden Kraft in drei Ebenen
Unten rechts: Patient während der Übung
Das Programm „Orthoload“ dient der Darstellung der Messergebnisse. In einem
Diagramm werden die Lastkomponenten, bestehend aus den drei Kräften und den
drei Momenten, über der Zeit dargestellt. In einem weiteren Fenster ist die aktuelle
Richtung der resultierenden Kraft in den drei Körperebenen dargestellt. Schließlich
wird in einem weiteren Fenster der Patient während der Übung gezeigt. Für den
laborinternen Gebrauch kann zudem zwischen dem knochenbasierten
Koordinatensystem, das sich an der Humerus-Anatomie orientiert, und dem an der
Geometrie der Prothese ausgerichteten Implantat-Koordinatensystem
Methodik
Dissertation Peter Westerhoff 46
umgeschaltet werden. Für die Publikation der Ergebnisse können Videoclips mit
den oben genannten Darstellungen erstellt werden. Diese lassen sich dann ohne
Installation einer Software auf jedem handelsüblichen Computer abspielen.
2.4.6 Programm zur Mittelung streuender Kurven (Medioflex)
Mit dem Programm „Medioflex“ werden aus stark streuenden Kurven eine mittlere,
typische Kurve berechnet. Das grundsätzliche Prinzip dahinter kommt aus
mathematischen Verfahren der Spracherkennung, bei denen typische Muster von
Signalen gesucht wird [62]. In Abbildung 2.4-6 wird z.B. aus 7 Wiederholungen der
Übung „Elevation ohne Gewicht, 90°“ (Forward Flexion) ein typischer
Kurvenverlauf berechnet. Im Rahmen dieser Arbeit wurde dieses Verfahren in den
Studien zur Belastung bei den zyklischen Bewegungen wie Rollstuhlfahren und
„Gehen mit Gehstützen“ angewendet (Kapitel 3.3 und 3.4).
Abbildung 2.4-6 Mittelung streuender Kurven mit Medioflex
Oben rechts: Einzelkurven (farbig, dünn) und berechnete, typische Kurve (schwarz, fett)
Unten rechts: Maxima und Minima der Lastkomponenten und andere statistische Parameter
Unten links: Ausgangsdaten
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 47
3
Resultate
Alle hier vorgestellten Resultate werden in dem von der International Society of
Biomechanics (ISB) empfohlenen Koordinatensystem dargestellt [66]. Dabei zeigt
die Y-Achse entlang der Humeruslängsachse in positiver Richtung nach oben
(superior). Die X-Achse zeigt in positiver Richtung nach vorne (anterior) und steht
senkrecht auf einer Ebene definiert durch das Humeruskopfzentrum und die
beiden Epicondylen des Ellenbogens. Die Z-Achse steht senkrecht auf X- und Y-
Achse und zeigt in positiver Richtung nach außen (lateral)(Abbildung 3.1-1, oben
rechts).
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 48
3.1 Alltagsbewegungen
Die ersten Messungen der Alltagsbewegungen wurden mit dem ersten Patienten
S1R gemacht [67]. Basierend auf diesen Ergebnissen wurde ein modifiziertes
Programm an Alltagsbewegungen aufgestellt und mit den Patienten S1R, S2R,
S3L und S4R entsprechend ihrer körperlichen Möglichkeiten durchgeführt [68].
Dieser Abschnitt der Arbeit basiert auf dem Originalartikel: „In vivo measurement
of shoulder joint loads during activities of daily living“, publiziert in der Zeitschrift
„Journal of Biomechanics“. An dieser Studie nahmen die Patienten S1R, S2R, S3L
und S4Rl.
Allgemein führten jene Alltagsbewegungen zu hohen Belastungen im Gelenk, bei
denen ein externes Gewicht mit gestrecktem Arm gehalten oder bewegt wird, da
das Gewicht dann einen langen Hebelarm bzgl. des Schultergelenkes hat.
Außerdem wurden hohe Belastungen gemessen beim Erreichen der Grenzen des
maximalen Bewegungsumfanges. Ein Trend, der sich durch mehrere Übungen
zog, war der, dass die Kräfte beim Absetzen eines Gegenstandes höher waren als
beim Anheben desselben. Alle gemittelten Maximalwerte der an dieser Studie
teilnehmenden Patienten sind in Tabelle 3-1 zu sehen.
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 49
Tabelle 3-1 Gemittelte Maximalwerte bei Alltagsbewegungen
Werte der resultierenden Kraft und des resultierenden Momentes mit Standardabweichungen in
Klammern für 4 Patienten und einen „Mittleren Patienten“ AP [68]
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 50
3.1.1 Kämmen
Beim Kämmen wurde den Patienten nur soweit eine Bewegungsrichtung
vorgegeben, dass die Bewegung von der Mitte der Stirn mittig bis zum hinteren
Haaransatz gehen sollte. Bei allen Patienten war als Folge ein relativ großer
Elevationswinkel, verbunden mit einer starken Außenrotation, zu beobachten.
Obwohl keine großen externen Lasten wirkten, lag die maximale resultierende
Kraft FRES bei allen Patienten über 50%BW, mit Werten zwischen 59,3 und
105,1%BW (Ø 76,2) (Abbildung 3.1-1).
Das resultierende Moment lag bei den Patienten S1R, S2R und S4R bei ähnlichen
Werten zwischen 0,36 und 0,38%BWm, während bei S3L bei weitem größere
Werte von durchschnittlich 0,64%BWm erreicht wurden.
Abbildung 3.1-1 Kämmen Patient S3L
Diagramm oben links: Resultierende Kraft und Kraftkomponenten. Diagramm unten links: Momente
MX, MY, MZ. Oben rechts: Kraftrichtung in Frontal- und Sagittalebene. Unten rechts: Patient
während der Übung [68]
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 51
3.1.2 Beidhändiges Autolenken
Bei der Aktivität „Autolenken“ sitzen die Patienten an einem Tisch an dem ein
Autolenkrad befestigt ist. Der Drehwiderstand des Lenkrads kann über eine
Rutschkupplung justieren. Bei unseren Übungen wurde der Widerstand auf 7Nm
eingestellt. Beim Lenken mit zwei Händen gab es große Variationen unter den
Patienten. Eine mögliche Erklärung könnte die fehlende Kontrolle der
Lastverteilung zwischen den beiden Händen sein. So lagen die Maximalwerte von
FRES zwischen 40,5 und 89,2%BW. Dies entspricht einer Variation von 66%,
gemessen am Durchschnittswert von 73,8%BW.
Die Maximalwerte wurden bei allen Patienten in der Phase erreicht, in der die
Hand der operierten Schulter in der Aufwärtsbewegung war (Phasen 2 bzw. 3 in
Abbildung 3.1-2).
Das resultierende Moment bei den beiden männlichen Patienten S1R und S2R
betrug nur 0,12 bzw. 0,15%BWm, während die beiden weiblichen Patienten S3L
und S4R Werte von 0,53 und 0,36%BWm erreichten.
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 52
Abbildung 3.1-2 Autolenken Patient S3L
Oberes Diagramm: resultierende Kraft und Kraftkomponenten
Mittleres Diagramm: Resultierendes Moment und Komponenten MX, MY und MZ
Unten: Patientin während der einzelnen Phasen: 1. Absenken der ipsilateralen Hand; 2. Anheben
zurück in die Ausgangsposition; 3. Anheben der ipsilateralen Hand; 4. Absenken zurück in die
Ausgangsposition.
Inlay rechts: Variation der Kraftrichtung in der Frontalebene während der gesamten Bewegung.
[68]
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 53
3.1.3 Einhändiges Autolenken
Die Variation unter den Patienten war beim einhändigen Autolenken deutlich
geringer als beidhändig. Die drei Patienten, die zu dieser Übung in der Lage
waren, erreichten 106,1% BW, 137,3% BW und 123,9% BW (S1R, S2R, S3L;
Ø:122,4) was einer Variation von nur 25% entspricht.
Im Durchschnitt trat ein maximales resultierendes Moment von 0,40%BWm auf,
und auch hier hatte S3L den höchsten Wert mit 0,52%BWm im Vergleich zu S1R
mit 0,33%BWm und S2R mit 0,35%BWm.
3.1.4 Hämmern
Die Aktivität „Hämmern“ bestand darin einen Nagel mit einem 500g schweren
Hammer in die Wand zu schlagen. Die Einschlaghöhe wurde so gewählt, dass in
Ausgangsstellung der Oberarm waagerecht und der Unterarm senkrecht war
(Abbildung 3.1-3). Beim Einschlagen des Nagels in die Wand traten im
Durchschnitt Kräfte in Höhe des einfachen Körpergewichtes (Ø 97,7%BW) auf, mit
Werten zwischen 80,3 und 117,7%BW, also einer Variation von 37,7%. Ein
Großteil der resultierenden Kraft wurde bereits durch das bloße Anheben des
Hammers verursacht. Das eigentliche Schlagen zeigte sich in den Kraft-
Zeitverläufen dann in einer zusätzlichen sinusartigen Belastung.
Auch bei dieser Übung waren die Momente bei S3L (0,54%BWm) bei weitem
höher als bei den anderen Patienten S1R und S2R (beide 0,22%BWm) bzw. S4R
(0,18%BWm).
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 54
Abbildung 3.1-3 Hämmern Patient S2R
Links oben: Resultierende Kraft und Kraftkomponenten FX, FY und FZ
Links unten: Resultierendes Moment und Komponenten MX, MY und MZ
Rechts: Patient S2R
[68]
3.1.5 Halten und Anheben eines Getränkekastens
Für die Übung „Getränkekasten“ wird ein 10kg schwerer Getränkekasten mit
ausgestrecktem Arm neben dem Körper gehalten. Im Anschluss an diese Übung
wird der Kasten durch Beugen des Ellenbogens neben dem Körper senkrecht
angehoben (Abbildung 3.1-4). Das Halten eines Getränkekastens hatte nur sehr
geringe Schulterbelastungen zwischen 9,2 und 17,9%BW zur Folge, trotz des
hohen Gewichtes von 10kg (Abbildung 3.1-4 und Abbildung 3.1-5).
Beim Anheben stiegen die Kräfte einheitlich (Variation 8,7%) auf Werte zwischen
87 und 95%BW (Ø 91,5%BW). Die aus dem Patientenvideo ausgemessene
Hubhöhe lag bei den Patienten S1R, S2R und S3L bei 38, 24 und 28cm
(Abbildung 3.1-5). Bei dieser Übung erreichten S1R und S3L hohe Momente (0,46
bzw. 0,62%BWm), im Vergleich zu S2R (0,09%BWm). Eine Erklärung könnte der
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 55
bei S2R kleinere Hebelarm d der Last zum Schultergelenk beim Anheben sein
(Abbildung 3.1-5). Die Patienten S1R und S2R führten diese Aufgabe zusätzlich in
einer selbst gewählten höheren Geschwindigkeit aus. Dabei stiegen die
Schulterkräfte bei S2R nur leicht an von 92,5 auf 110,8%BW und von 0,09 auf
0,13%BWm, obwohl sich dabei die Hubhöhe von 24 auf 31cm vergrößerte. Bei
S1R (Abbildung 3.1-4) ging die Belastung bei schnellerer Bewegung sogar zurück,
von 95 auf 74,1%BW bzw. von 0,46 auf 0,37%BWm, bei etwa gleich großer
Hubhöhe von langsam 38cm bzw. schnell 39cm. Das Belastungsmuster
veränderte sich bei beiden Patienten von einem linearen Anstieg bei der
langsamen Bewegung hin zu einer zwei-gipfligen Kurve während der schnellen
Bewegung. Der Zeitpunkt des maximalen Anhebens lag dabei genau zwischen
den beiden Maxima.
Abbildung 3.1-4 Halten und Anheben eines Getränkekastens Patient S1R
Der Patient steht aufrecht und hält lateral den Getränkekasten (10kg). Langsames Anheben mit
maximaler Gelenkkraft bei (1.) und höchstem Punkt der Last bei (2.). Anschließend schnelles
Anheben des Kastens mit maximaler Gelenkkraft bei (3.) und maximaler Hubhöhe bei (4.). Oben
rechts: Richtung der resultierenden Kraft in Frontal- und Sagittalebene zu den Zeitpunkten (1.) bis
(4.) [68].
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 56
Abbildung 3.1-5 Anheben eines Getränkekastens
Patienten S1R, S2R und S3L zum Zeitpunkt der maximalen Hubhöhe. Abstand d kennzeichnet den
waagerechten Hebelarm zwischen Hand und Schultergelenk
[68]
3.1.6 Anheben einer Kaffeekanne
Bei der Übung „Kaffeekanne“ sitzt der Patient an einem Tisch und hebt mit
gebeugtem Ellenbogen eine Kaffeekanne (1,5 kg) an. Dann wird der Arm
ausgetreckt und die Kaffekanne abgesetzt. Im Anschluss wird die Kanne mit
gestrecktem Arm angehoben, in Richtung Körper bewegt und mit gebeugtem
Ellenbogen wieder abgesetzt
Beim Anheben einer Kaffeekanne mit gestrecktem Arm wurden bei S1R, S2R und
S3L Kräfte von 100, 124,6 und 90,5%BW gemessen (Ø 105%BW). Aufgrund
fehlender Muskelkraft war S4R nicht in der Lage, diese Übung auszuführen. Bei
allen anderen Patienten war zu beobachten, dass die Kraft beim Absetzen der
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 57
Kanne höher war als beim Anheben (Abbildung 3.1-6). Im Durchschnitt erhöhte
sich die Kraft auf 122,9%BW. Rein mechanisch gesehen gibt es zwischen
Absetzen und Anheben im quasistatischen Zustand keinen Unterschied und bei
den geringen Bewegungsgeschwindigkeiten ist auch der Einfluss der
Massenträgheit vernachlässigbar. Die Richtung der resultierenden Kraft hingegen
war fast identisch beim Anheben und Absetzten der Kanne und auch die Momente
zeigten keine großen Unterschiede. Auch bei dieser Übung hatte S3L die
höchsten Momente von allen Patienten mit 0,52%BWm beim Absetzen und
0,60%BWm beim Anheben.
Abbildung 3.1-6 Absetzen und Anheben einer Kaffeekanne
Resultierende Kraft und Kraftkomponenten im oberen Diagramm. Die Bilder unten links (Absetzen)
und rechts (Anheben) zeigen den Patienten jeweils zum Zeitpunkt der maximalen Last. Unten
Mitte: Kraftrichtung in Frontal- und Sagittalebene
[68]
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 58
3.1.7 Regal in Hüfthöhe
Bei der Übung „ Regal“ steht der Patient in 30 cm Abstand vor einem Regal in
Hüfthöhe. In diese Regal wird ein 2 kg schwerer Gegenstand gelegt, losgelassen
und anschließend wieder herausgenommen. Diese Übung wurde auch mit einem
Regal in Kopfhöhe durchgeführt (Kapitel 3.1.8)
Beim Ablegen eines 2kg Gegenstandes in ein hüfthohes Regal wurde den
Patienten keine explizite Bewegungsausführung vorgegeben, um den realen
Bedingungen im Alltag nahe zu kommen (Abbildung 3.1-7). Die resultierenden
Kräfte beim Abstellen variierten mit 66,9 - 136,9%BW (Ø: 88%BW) stark unter den
Patienten. Wie auch beim Abstellen der Kaffekanne, wurden die
Maximalbelastungen kurz vor Berührung des Regals erreicht. Beim Anheben des
Gewichts waren auch hier die Belastungen geringer als beim Abstellen und traten
exakt in dem Moment auf, in dem der Kontakt mit der Oberfläche verloren ging.
Die Richtung der resultierenden Kraft variierte während der gesamten Bewegung
nur sehr wenig, sowohl in der Frontalebene (20°) als auch in der Sagittalebene
(22°), was sich ebenfalls mit den Beobachtungen beim Anheben und Absetzen der
Kaffeekanne deckt. Noch einheitlicher waren die Richtungen der Spitzenkräfte mit
einer Variation von 5° in der Frontal- und nur 6° in der Sagittalebene (Abbildung
3.1-7, oben rechts).
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 59
Abbildung 3.1-7 Regal 2 kg in Hüfthöhe
Patient S2R beim Ablegen (1.) und Anheben (2.) von 2 kg an einem Regal in Hüfthöhe. Oben
rechts: Kräfte in Frontal- und Sagittalebene.
[68]
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 60
Abbildung 3.1-8 Ablegen von 2kg in Regal.
Vergleich zwischen Patienten S2R, S3L und S4R
Mehrfache Wiederholung einer Übung am Beispiel „Regal 2 kg in Hüfthöhe“.
Links: Kraft FY ; rechts Moment MY
[68]
100 N
-700 N
50 N
-450 N
100 N
-600 N
1,8 Nm
-0,4 Nm
1,3 Nm
-1,5 Nm
0,8 Nm
-1,8 Nm
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 61
3.1.8 Regal in Kopfhöhe
Erwartungsgemäß stiegen die Schulterbelastungen beim Absetzen und Anheben
eines 2kg Gewichts in ein Regal in Kopfhöhe im Vergleich zum Regal in Hüfthöhe.
Beim Absetzen war bei S2R ein Anstieg von 94 auf 118,8%BW und bei S3L von
66,9 auf 144,1%BW zu beobachten. Wie bei den anderen Übungen war wieder
eine geringere Kraft beim Anheben (S2R: 103,6; S3L; 93%BW) im Vergleich zum
Absetzen zu sehen.
Die maximalen resultierenden Momente lagen im Schnitt während des Absetzens
bei 0,25%BWm für S2R und erneut weit höher mit 0,64%BWm bei S3L. Beim
Anheben wurden 0,33%BW (S2R) und 0,48%BWm (S3L) gemessen
3.1.9 Allgemeine Beobachtungen
Die Kräfte waren relativ reproduzierbar in ein und demselben Patienten (Abbildung
3.1-8 links) und sogar ähnlich beim Vergleich verschiedener Patienten. Dagegen
wiesen die Verläufe der Momenten-Komponenten teilweise völlig unterschiedliche
Muster auf (Abbildung 3.1-8 rechts). Diese Beobachtung zeigte sich bei vielen
Aktivitäten.
3.2 Definierte Standardbewegungen
Dieser Abschnitt der Arbeit basiert auf dem Originalartikel: „In vivo glenohumeral
joint loads during forward flexion and abduction“, publiziert bei der Zeitschrift
„Journal of Biomechanics“ [69]. An dieser Studie nahmen die Patienten S1R, S2R,
S3L, S4R, S5R, und S8R teil.
Wie bei den Alltagsbewegungen wurde auch bei den Standardbewegungen
basierend auf den ersten Ergebnissen der Vorstudie bei einem Patienten [67] ein
Übungsprogramm aufgestellt und mit allen Patienten im Rahmen der physischen
Belastbarkeit durchgeführt. Dieses umfasste die Bewegungen Elevation (engl.
Forward Flexion), also die Bewegung des ausgestreckten Armes in der
Sagittalebene nach vorne und die Abduktion, also die Bewegung des gestreckten
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 62
Armes zur Seite in der Frontalebene. Jede Übung wurde soweit es den Patienten
möglich war ohne Gewicht und mit 2 kg in der Hand durchgeführt. Einige
Patienten waren außerdem in der Lage, die Bewegungen bis über 90° hinaus und
mit verschiedenen selbst gewählten Geschwindigkeiten durchzuführen. S6R und
S7R waren zum Zeitpunkt dieser Messungen nicht in der Lage, den Arm bis auf
90° anzuheben und wurden daher nicht berücksichtigt. Die Streuung war unter
den Patienten, aber auch bei mehreren Versuchen eines Patienten kleiner als bei
den Alltagsbewegungen. Dennoch kam es teilweise zu großen Unterschieden bei
wiederholten Messungen im selben Patienten, wie z.B. bei S3L, resultierend in
einer großen Standardabweichung (Abbildung 3.2-1). Mögliche Einflussfaktoren
könnten die nicht korrekte Ausführung sein, wie z.B. ein Einknicken des
Ellenbogens oder ein geringes Über- oder Unterschreiten des vorgegebenen
Winkels von 90°.
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 63
3.2.1 Elevation
Abbildung 3.2-1 Elevation bis 90°, 0kg und 2 kg; langsam vs. schnell
Oberes Diagramm: Mittelwerte der maximalen resultierenden Kraft (FP) und deren
Standardabweichung bei Elevation mit und ohne Gewicht in langsamer und schneller
Bewegungsausführung.
Unteres Diagramm: Gemittelte resultierende Momente (MP) mit Standardabweichung
[69]
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 64
3.2.1.1 Elevation 90°, ohne Gewicht, normale Geschwindigkeit
(Abbildung 3.2-1)
Die durchschnittliche Kraft beim Anheben des Armes in der Sagittalebene betrug
73%BW, mit einer großen individuellen Streuung (Abbildung 3.2-1). Die
resultierenden Momente wiesen noch größere Variationen auf bei einem Mittelwert
von 0,26%BWm.
3.2.1.2 Elevation 90°, ohne Gewicht, hohe Geschwindigkeit
(Abbildung 3.2-1)
Im Vergleich zur langsamen Bewegungsausführung reduzierte sich die maximale
resultierende Kraft auf den Humerus um 19% auf einen Mittelwert von 59%BW.
Nur bei Testperson S3L gab es einen leichten Anstieg, der allerdings dadurch
erklärt werden kann, dass sie den Arm unbeabsichtigt höher als 90° anhob. Im
Kraft-Zeit-Diagramm gab es eine Tendenz von einem linearen Kraftanstieg mit
grösser werdendem Elevationswinkel, hin zu einem zwei-gipfligen Kurvenverlauf.
Das erste Maximum wurde bereits innerhalb der ersten 30° der Bewegung
erreicht, während das 2. Maximum typischerweise beim Beschleunigen des Armes
nach unten zu beobachten war. Bei S2R war teilweise sogar ein drei-gipfliger
Kurvenverlauf zu beobachten, mit einem zusätzlichen Maximum beim Abbremsen
des Armes am Ende der Bewegung. Dieser Patient führte alle Bewegungen mit
sehr großem Einsatz aus.
Der Einfluss der höheren Geschwindigkeit auf die resultierenden Momente war
hingegen nicht eindeutig. Bei 3 Testpersonen fiel der Wert des maximalen
resultierenden Moments, während er bei zwei anderen fast konstant blieb und bei
S3L wiederum sogar anstieg.
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 65
3.2.1.3 Elevation, 90°, 2 kg, normale Geschwindigkeit
(Abbildung 3.2-1)
Erwartungsgemäß stieg die resultierende Kraft im Schultergelenk durch ein
zusätzliches 2 kg Gewicht an. Der Durchschnittswert aller Patienten erreichte
122%, was einer Zunahme von 68% entspricht. Das resultierende Moment stieg
noch stärker um 88% im Durchschnitt auf 0,49%BWm. Neben einer starken
Variation der maximalen Momente wiesen die Patienten ebenfalls große
Unterschiede im Verlauf der einzelnen Momenten-Komponenten auf. Unter der
stark vereinfachten Annahme eines Kugelgelenkes, in dem Momente nur durch
Reibung zustande kommen, erwartet man bei der Elevation ein negatives MZ bei
der Aufwärtsbewegung. Dies und ein entsprechendes positives MZ bei der
Abwärtsbewegung war allerdings nur bei S1R und S8R eindeutig zu beobachten
(Abbildung 3.2-2).
Demgegenüber war die Richtung der resultierenden Kraft in der Frontalebene
gerade beim Erreichen hoher Werte relativ konstant, nicht nur während des
gesamten Bewegungszyklus‘ sondern auch bei verschiedenen Patienten
(Abbildung 3.2-3). Der durchschnittliche Winkel zur Humeruslängsachse in dieser
Ebene war 31,7° mit Werten zwischen 20° und 39°. In der Sagittalebene war die
Variation der Kraftrichtung innerhalb eines Patienten ebenfalls gering. Es gab aber
größere Unterschiede zwischen den Patienten. S1R, S5R und S8R zeigten relativ
ähnliche Werte zwischen 26° und 35°, während S2R nur 11° aufwies und S3L mit
-13° sogar ein anderes Vorzeichen hatte.
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 66
Abbildung 3.2-2 Momente MZ bei der Elevation und MX bei der Abduktion
Momente um die Z- bzw. um die X-Achse bei Elevation und Abduktion mit 2 kg. Dreieck-Symbole
kennzeichnen die Umkehr der Bewegungsrichtung nach unten
[69]
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 67
Abbildung 3.2-3 Kraftrichtung in Frontal- und Sagittalebene
Links Elevation und rechts Abduktion. Vektoren zeigen Richtung der resultierenden Kraft über den
gesamten Bewegungsablauf. Winkelangaben entsprechen der Kraftrichtung zum Zeitpunkt der
maximalen Last. [69]
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 68
3.2.1.4 Elevation, 90°, 2 kg, schnell
Wie bei den Übungen ohne Gewicht führte eine höhere Geschwindigkeit bei der
Elevation mit 2 kg zu geringeren Belastungen im Schultergelenk. Die maximale
Kraft sank im Durchschnitt um 18% auf 101%BW. Auch das maximale
resultierende Moment nahm leicht ab auf 0,48%BW, auch wenn eine Abnahme
nicht bei allen Patienten zu beobachten war und in S3L einen kleinen Anstieg
verzeichnet wurde. Vor allem der Kraft-Zeitverlauf zeigte deutliche Unterschiede
zwischen den Übungen bei langsamer und schneller Ausführung. Aus einem fast
linearen Anstieg mit zunehmenden Elevationswinkel wurde ein typischerweise
zweigipfliger Verlauf (Abbildung 3.2-4) mit einem sehr frühen ersten Maximum,
noch bevor ein Elevationswinkel von 45 Grad erreicht wurde. Das zweite
Maximum wurde erreicht beim Beschleunigen des Gewichtes nach unten zu
Beginn der Abwärtsbewegung. Patient S2R war sogar ein drittes Maximum zu
erkennen in dem Moment, als er den Arm in der Aufwärtsbewegung abbremst.
Beim Abbremsen des Gewichtes am Ende der Bewegung war kein eindeutiges
Maximum zu bemerken.
Abbildung 3.2-4 Schnelle vs. langsame Bewegung; Elevation und Abduktion
Resultierende Kraft über der Zeit bei drei Patienten [69]
Force F - Forward Flexion and Abduction 0 to 90° with 2kg
0
20
40
60
80
100
120
140
160
0.00 0.25 0.50 0.75 1.00 1.25 1.50 1.75 2.00
Time [s]
Resultant Force F [%BW]
S1R Forward Flexion Slow
S1R Forward Flexion Fast
S2R Forward Flexion Slow
S2R Forward Flexion Fast
S5R Abduction Slow
S5R Abduction Fast
90
degree Fast
Slow
degree
90
90 90
90
90
45
45
45
45
45
45
α
l
COG
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 69
3.2.1.5 Elevation >90°, ohne Gewicht, normale Geschwindigkeit
Viele Modellberechnungen [30][70][71] gehen von einer Abnahme der
Schulterbelastung aus, wenn ein Elevationswinkel von 90 Grad überschritten wird,
da ab diesem Punkt der Hebelarm des Armgewichtes zum Schultergelenk
abnimmt. Im Gegensatz dazu haben wir eine weitere Zunahme gemessen. S2R,
S3L und S8R erreichten maximale resultierende Kräfte von 70, 121 und 88%BW.
Demgegenüber hatten dieselben Patienten bei exakt 90° in der
Aufwärtsbewegung 62, 77 und 82%BW und in der Abwärtsbewegung 52, 58 und
56%BW (Abbildung 3.2-5). Wie bei allen Standardbewegungen blieb die Richtung
der wirkenden Kraft im gesamten Bewegungsverlauf sehr konstant und war im
Vergleich aller Patienten ähnlich.
Dem stehen sehr unterschiedliche Verläufe der gemessenen Momente (Abbildung
3.2-5) gegenüber. Das erwartete reibungsbedingte negative MZ bei der
Aufwärtsbewegung und positive MZ-Werte bei der Abwärtsbewegung waren nur
bei S3L und S8R zu beobachten.
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 70
Abbildung 3.2-5 Elevation über 90° ohne Gewicht
Patienten S2R, S3L und S8R
Jeweils links oben: resultierende Kraft und Komponenten über der Zeit.
Jeweils darunter: Resultierendes Moment und Komponenten MX, MY, MZ.
Vektorbilder: Kraftrichtung in Frontal- und Sagittalebene über den gesamten Bewegungsablauf.
[69]
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 71
3.2.1.6 Elevation >90°, 2 kg, selbstgewählte Geschwindigkeit
Drei Patienten waren in der Lage, ein 2 kg schweres Gewicht über die
Waagerechte hinaus mit gestrecktem Arm anzuheben. Da diese Übung teilweise
an die Leistungsgrenze der Patienten ging, wurden ihnen keine Vorgaben
bezüglich der Geschwindigkeit gemacht. Die Patienten S2R, S3L und S8R
erreichten dabei Maximalwerte von 123, 238 und 212%BW und damit um 76, 97
und 141% höhere Werte als ohne Gewicht. S2R und S8R führten die Bewegung
relativ schnell aus und erreichten die Maximalwerte vor dem maximalen
Elevationswinkel. Dabei zeigten sie einen ähnlichen Kraft-Zeit-Verlauf wie bei den
schnellen Elevationsbewegungen ohne Gewicht (Abbildung 3.2-4). S3L aber
führte die Übung betont langsam aus und wies einen linearen Kraftanstieg mit
zunehmenden Elevationswinkeln auf, sodass die höchste Kraft zum Zeitpunkt der
maximalen Elevation auftrat.
Neben den hohen Kräften von über 200%BW traten bei dieser Übung bei S3L mit
1,74%BW auch die höchsten Momente während aller Standardbewegungen auf.
Die Erwartungen bezüglich des Verlaufes z.B. von MZ wurden nicht erfüllt.
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 72
Abbildung 3.2-6 Elevation über 90° mit 2kg,
Patienten S2R, S3L und S8R
Jeweils links oben: Resultierende Kraft und Komponenten über der Zeit.
Jeweils darunter: Resultierendes Moment und Komponenten MX, MY, MZ.
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 73
Vektorbilder: Kraftrichtung in Frontal- und Sagittalebene über den gesamten Bewegungsablauf.
[69]
3.2.2 Abduktion
Abbildung 3.2-7 Abduktion bis 90°, 0 kg und 2 kg; langsam vs. schnell
Oberes Diagramm: Resultierende Kraft und Standardabweichung bei Elevation mit und ohne
Gewicht in langsamer und schneller Bewegungsausführung.
Unteres Diagramm: Resultierendes Moment mit Standardabweichung
[69]
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 74
3.2.2.1 Abduktion 90° ohne Gewicht, langsam, 6 Patienten
Im Durchschnitt lag die maximale resultierende Kraft bei 81% BW für eine
Abduktion bis 90° ohne Gewicht. Mit Werten zwischen 46 und 100%BWm variierte
sie allerdings stark innerhalb der Patienten. Das maximale resultierende Moment
betrug im Durchschnitt 0,44%BWm, wies allerdings eine viel extremere Streuung
zwischen 0,07 und 1,18%BWm auf.
3.2.2.2 Abduktion 90° ohne Gewicht, schnell, 6 Patienten
Wie bei der Elevation verringerte sich auch bei der Abduktion die
Schulterbelastung bei schnellerer Bewegungsausführung und zwar um
durchschnittlich 20% auf 65%BW (Abbildung 3.2-7). Allerdings gab es auch hier
individuelle Unterschiede. Während z.B. bei S4R die Kraft um 41% sank, nahm sie
bei S2R, der die Übungen besonders motiviert und schnell ausführte, leicht zu.
Auch das resultierende Moment sank auf 0,36%BW im Durchschnitt mit ebenfalls
individuellen Unterschieden. Auch hier zeigte S4R die deutlichste Abnahme.
3.2.2.3 Abduktion 90°, 2 kg Gewicht, langsam, 5 Patienten
Sowohl resultierende Kräfte, als auch Momente stiegen mit dem zusätzlichen
Gewicht an, die gemittelte maximale Kraft aller Patienten auf Fpmx = 129% BW und
das gemittelte maximale Moment aller Patienten auf Mpmx = 0.69% BWm
(Abbildung 3.2-7).
Damit lagen die Belastungen auf dem gleichen Niveau wie bei der Elevation mit 2
kg. Auch bei dieser Bewegung blieb die Kraftrichtung in der Frontalebene
während der Bewegung relativ konstant (Ø28,6°) (Abbildung 3.2-3) und sehr
ähnlich zur Richtung bei der Elevation (Kapitel 3.2.1).
Dies galt auch für die Sagittalebene bis auf eine Ausnahme bei S3L, die zwischen
Abduktion und Elevation verschiedene Kraftrichtungen in der Sagittalebene
aufwies.
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 75
Unter der Annahme, die Momente seien rein reibungsbedingt, wäre ein positives
MX bei der Aufwärtsbewegung und ein negatives bei der Abwärtsbewegung zu
erwarten. Prinzipiell war dieses Verhalten auch zu beobachten, allerdings hatte MX
nicht in allen Fällen die höchsten Werte alle Komponenten.
3.2.2.4 Abduktion 90°, 2 kg Gewicht, schnell
Die Abduktion mit schnellerer Geschwindigkeit wurde von allen Patienten als
leichter durchführbar empfunden. Die Schulterbelastung sank dabei im Vergleich
zur langsamen Bewegung auf 101%BW bzw. 0,61% BWm (Abbildung 3.2-7).
3.2.2.5 Abduktion >90°, ohne Gewicht, langsame Geschwindigkeit
Bei der Abduktion über die Waagerechte hinaus stiegen die Belastungen auch
nach Erreichen von 90 Grad weiter an – ähnlich zum Verlauf bei der Elevation. Bei
S2R, S3L und S8R wurden Werte von 88, 121 und 88%BW bei der resultierenden
Kraft erreicht. Die individuellen Kraft-Zeit-Verläufe und auch die Kraftrichtungen
waren innerhalb eines Patienten wie bei der Elevation sehr reproduzierbar.
Die resultierenden Momente erreichten bei S2R, S3L und S8R Werte von 0,21;
0,89 und 0,3%BWm. Das erwartete Verhalten von MX beim Anheben bzw.
Absenken des Armes waren nur bei S2R und S3L zu beobachten.
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 76
Abbildung 3.2-8 Abduktion über 90° mit 2 kg,
Patienten S2R, S3L, S8R
Jeweils links oben: Resultierende Kraft und Komponenten über der Zeit.
Jeweils darunter: Resultierendes Moment und Komponenten MX, MY, MZ.
Vektorbilder: Kraftrichtung in Frontal- und Sagittalebene über den gesamten Bewegungsablauf.
[69]
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 77
3.2.3 Postoperativer Verlauf
Abbildung 3.2-9 Postoperativer Verlauf der Schulterbelastung
Patient S2R: Abduktion 90° mit 2 kg. Zeitpunkte 0,9 Monate; 4 Monate und 27 Monate
postoperativ, je 2 Messungen. Oberes Diagramm: resultierende Kraft; Unteres Diagramm:
resultierendes Moment [69]
Bei den Messungen der Standardbewegungen konnte kein eindeutiger
Zusammenhang zwischen der postoperativen Zeit und der maximalen Kraft bei
einer bestimmten Bewegung hergestellt werden. Die Abbildung 3.2-9 zeigt
exemplarisch einen postoperativen Verlauf des Patienten S2R. Im oberen Teil
sieht man, dass die Veränderung der resultierenden Kraft im postoperativen
Verlauf im Bereich der individuellen Toleranz liegt (vgl. Abbildung 3.2-7). Dagegen
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 78
zeigt das Diagramm der Momente große Unterschiede mit der postoperativen Zeit.
Die Werte sind kurze Zeit postoperativ sehr niedrig, steigen dann 4 Monate
postoperativ und sind 27 Monate postoperativ wieder fast auf dem gleichen
Niveau wie 0,9 Monate postoperativ. Bei dieser letzen Messung klagte der Patient
über muskuläre Probleme im Schulter- und Nackenbereich. Ob diese
Beschwerden in Zusammenhang mit den gemessenen Werten stehen, werden
weitere Messungen evtl. zeigen.
3.3 Der Gebrauch von Gehstützen
Dieser Abschnitt der Arbeit basiert auf dem Originalartikel: „In vivo measurement
of shoulder joint loads during walking with crutches“, eingereicht bei der Zeitschrift
„Clinical Biomechanics“. An dieser Studie nahmen die Patienten S2R, S3L, S4R,
S5R, S7R und S8R teil.
Gehstützen werden genutzt, um die unteren Extremitäten zu entlasten. Dies kann
im Rahmen des Rehabilitationsprogrammes für einen begrenzten Zeitraum nötig
sein, z.B. nach einer Hüft- oder Knieoperation, oder aber dauerhaft, z.B. als Folge
von partiellen Rückenmarksverletzungen. Einhergehend mit einer Entlastung der
unteren Extremitäten ist eine erhöhte Belastung der oberen Extremitäten inklusive
der Schulter die Folge. Die daraus resultierende Fragestellung war daher, wie
stark die Schulter beim Gebrauch von Gehstützen belastet wird und ob diese
Belastung über die bei Alltagsbewegungen oder beim alternativen Gebrauch eines
Rollstuhls hinausgeht. Außerdem sollte geklärt werden, ob es gravierende
Unterschiede der Schulterbelastung zwischen den beiden gebräuchlichsten Typen
von Gehstützen gibt. Dieses sind die vor allem in Europa gängigen
Unterarmgehstützen, auch französische Gehstützen genannt, und in Nordamerika
angewendeten „Unterschulterstützen“, „Schulterstützen“ oder auch „deutsche“
Gehstützen. Die beiden Stützentypen wurden von den Patienten jeweils unter
Anleitung eines Physiotherapeuten entweder zur Teilentlastung der unteren
Extremitäten verwendet, oder aber es wurde ein Bein komplett entlastet
(Komplettentlastung).
Auch bei diesen Übungen basieren bisherige Annahmen über die
Schulterbelastung auf Berechnungen mit Hilfe von Computermodellen. Dabei gab
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 79
es extreme Unterschiede; z.B. wurde 170%BW von Anglin et al. [6] für das Gehen
mit einem Handstock berechnet aber nur 6%BW von Haubert et al. [7].
Die hier gemessene Schulterbelastung beschränkt sich nicht nur auf die
resultierende Maximalkraft, sondern schließt die Kraftrichtung und die wirkenden
Momente ein. Dabei wird besonderes Augenmerk auf die Kraftrichtung in der
Frontalebene und das Moment um die X-Achse in anterior-posteriore Richtung
gelegt. Aus diesen Daten können evtl. Hinweise auf eine übermäßige Belastung
des subacromialen Raumes inkl. der bursa subacromialis abgeleitet werden. Hohe
Belastungen werden mit einer Entstehung des Impingement-Syndromes in
Zusammenhang gebracht [47]. Bayley [72] fand ein erhöhtes Vorkommen dieses
Syndroms bei Patienten, die auf Gehilfen angewiesen sind. Lee und MacMahoon
[73] berichten von Schulterproblemen bei 51% der Patienten mit einer Verletzung
der Wirbelsäule.
Eine Kraft nahe der Humerus-Längsachse könnte auf eine Belastung des
subacromialen Raumes hindeuten, wenn die Scapula nicht auseichend nach
außen rotiert werden kann, um die Belastung zentrisch auf das Glenoid zu
übertragen. Ein negatives Moment um die X-Achse kann auf eine Verschiebung
des Kraftangriffspunktes nach oben bzw. einen zusätzlichen Krafteinleitungspunkt,
z.B. am Acromion hindeuten.
Die ersten Versuche mit Patient S1R führten zu Belastungen von durchschnittlich
118%BW bei einer Komplettentlastung [67]. An den weiteren Versuchen mit
Gehstützen nahmen 6 Patienten teil (3 männlich, 3 weiblich; 63 - 81 Jahre,
Messzeitpunkt 6-18 Monate postoperativ). Die Patienten wurden durch einen
Physiotherapeuten im sogenannten 3-Punkt-Gang angeleitet. Alle Patienten
hatten durch vorherige Operationen Erfahrungen mit den Unterarmgehstützen.
Nach einer Trainingsphase gingen die Patienten wiederholt eine festgelegte
Strecke von 10 m mit selbst gewählter Geschwindigkeit ab. Zuerst wurde vom
Physiotherapeuten eine Teilentlastung eines Beins von ca. 50% vorgegeben. Die
anschließende Komplettentlastung konnte aufgrund von Schmerzen und/oder
muskulärer Defizite nicht von allen Patienten durchgeführt werden. Wie bei den
anderen Messungen, wurden die Ergebnisse jeweils auf das Körpergewicht
normiert. Neben den Mittelwerten und den Standardabweichungen der
Maximalwerte, wurden mit Hilfe der von Bender und Bergmann vorgestellten
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 80
Methode [62] typische Last-Zeit-Verläufe für jeden Patienten erstellt (siehe Kapitel
2.4.6). Diese Verläufe zeigen die gemittelte resultierende Kraft bzw. das
resultierende Moment sowie die 25 und 75% Percentile.
3.3.1 Teilentlastung
Abbildung 3.3-1 Kraft-Zeit-Verlauf bei Teilentlastung
Links: Kraft-Zeit-Verlauf der resultierenden Kräfte und der Einzelkomponenten FX (grün), FY (blau)
und FZ (rot) beim Gebrauch von Unterarmstützen
Rechts: Kraft-Zeit-Verlauf der resultierenden Kräfte und der Einzelkomponenten FX (grün), FY
(blau) und FZ (rot)) beim Gebrauch von Schulterstützen
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 81
Abbildung 3.3-2 Moment-Zeit-Verlauf bei Teilentlastung
Links: Moment-Zeit-Verlauf der resultierenden Momente und der Einzelkomponenten MX (grün), MY
(blau) und MZ (rot) beim Gebrauch von Unterarmstützen
Rechts: Moment-Zeit-Verlauf der resultierenden Momente und der Einzelkomponenten MX (grün),
MY (blau) und MZ (rot) ) beim Gebrauch von Schulterstützen
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 82
3.3.1.1 Unterarmstützen
Beim Gebrauch von Unterarmstützen zur Teilentlastung lag die individuelle
gemittelte resultierende Kraft FPM zwischen 49%BW bei Patient S8R und 83%BW
bei S7R (Abbildung 3.3-1, links). Dies entspricht einer Variation von 57% bezogen
auf den Mittelwert aller Patienten von 60%BW. Im Vergleich dazu variierten die
Maximalwerte des resultierenden Momentes zwischen den Patienten stärker
zwischen 0,04%BWm (S2R) und 0,47%BWm (S4R), also einer Variation von
187% bezogen auf den Durchschnitt aller Patienten mit 0,23%BWm (
Abbildung 3.3-2).
Die Kraftrichtung war bei allen Patienten in inferior-lateraler Richtung (-FY und
+FZ), während kein eindeutiger Trend bei FX zu sehen war.
Bei den Momenten zeigte keine Komponente ein einheitliches Vorzeichen in allen
Patienten. Bei 5 von 6 Patienten war ein negatives Moment um die X-Achse zu
beobachten. Insgesamt hatten die muskulär stärksten Patienten S2R und S8R die
kleinsten Momente.
3.3.1.2 Schulterstützen
Die Kraft lag beim Gebrauch von Schulterstützen unter Teilentlastung zwischen
27%BW und 67%BW bei einem Mittelwert von 49,7%BW (Abbildung 3.3-1,
rechts). Das entspricht einer Variation von 80%.
Das resultierende maximale Moment lag im Durchschnitt bei 0,19BWm mit einer
Variation von 105% zwischen 0,10%BWm (S2R) und 0,30%BWm (S5R).
Bei 4 von 6 Patienten sank die resultierende Kraft im Vergleich zu den
Unterarmstützen.
Im Vergleich zu den Unterarmstützen nahmen die Momente bei 3 Patienten ab,
stiegen bei einem Patienten und blieben fast unverändert bei den anderen zwei
Patienten. Dabei bedingten höhere Kräfte nicht unbedingt höhere Momente (
Abbildung 3.3-2 und Abbildung 3.3-1).
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 83
3.3.2 Komplettentlastung
Abbildung 3.3-3 Kraft-Zeit-Verlauf bei Komplettentlastung
Links: Kraft-Zeit-Verlauf der resultierenden Kräfte und der Einzelkomponenten FX (grün), F
Y
(blau) und FZ (rot) beim Gebrauch von Unterarmstützen
Rechts: Kraft-Zeit-Verlauf der resultierenden Kräfte und der Einzelkomponenten FX (grün), F
Y
(blau) und FZ (rot) beim Gebrauch von Schulterstützen
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 84
3.3.2.1 Unterarmstützen
Im Durchschnitt (130%BW) überstieg die maximale resultierende Kraft das eigene
Körpergewicht bei allen Patienten zwischen 106% BW und 164% BW bei einer
Variation von 45% (Abbildung 3.3-3 oben). S1R (Ø 115%BW) und S4R
(Ø184%BW) waren nicht in der Lage, mehr als 5 Schritte mit kompletter
Entlastung durchzuführen und wurden daher nicht in die Statistik mit einbezogen.
Das resultierende maximale Moment lag zwischen 0,2% BWm und 0,9% BWm mit
einem Durchschnitt von 0,39% BWm, was einer Variation von 179% entspricht
(Abbildung 3.3-3 unten). Wie bei der Teilentlastung war die Variation innerhalb
eines Patienten bedeutend geringer als die Unterschiede zwischen den Patienten.
3.3.2.2 Schulterstützen
Beim Gebrauch der Schulterstützen lag die maximale resultierende Kraft bei
102% BW, variierend zwischen 86% BW und 128% BW (41%) Im Vergleich zu
den Unterarmstützen sank die Kraft bei allen Patienten außer S3L. Auch hier war
die Variation bei den gemessenen Momenten mit 125% bei weitem größer als bei
den Kräften. Sie lag zwischen 0,19% BW und 0,64% BW mit einem Mittelwert von
0,36% BW. Bei den Momenten konnten weiterhin keine Trends zwischen den
beiden Stützentypen festgestellt werden.
Auch hier lag bei allen Patienten die Kraftrichtung in lateral-inferiorer Richtung und
ein negatives Moment MX wirkte. S8R zeigte allerdings wiederum im Gegensatz
zu allen anderen Patienten positive MX-Werte im ersten Teil des
Bewegungszyklus‘.
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 85
Abbildung 3.3-4 Moment-Zeit-Verlauf bei Komplettentlastung
Links: Moment-Zeit-Verlauf der resultierenden Momente und der Einzelkomponenten MX (grün), MY
(blau) und MZ (rot) beim Gebrauch von Unterarmstützen
Rechts: Moment-Zeit-Verlauf der resultierenden Momente und der Einzelkomponenten MX (grün),
MY (blau) und MZ (rot) beim Gebrauch von Schulterstützen
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 86
3.3.3 Unterschiede in der Kraftrichtung
Bei der Teilentlastung mit Schulterstützen lag der Vektor der resultierenden Kraft
in der Frontalebene bei allen Patienten näher an der Humeruslängsachse als mit
Unterarmstützen (Abbildung 3.3-5). Bei der Komplettentlastung war dieser Trend
eindeutig nur bei zwei von vier Patienten zu beobachten (Abbildung 3.3-6). S7R
hatte bei beiden Stützentypen fast genau die gleiche Kraftrichtung, während S8R
im Gegensatz dazu einen kleineren Winkel zur Humeruslängsachse bei den
Unterarmstützen hatte.
S2R S3L S4R
S5R S7R S8R
Abbildung 3.3-5 Kraftrichtung Teilentlastung
Mittlere Richtung der maximalen resultierenden Kraftrichtung und Standardabweichung auf den
Humerus in der Frontalebene bei Teilentlastung. Schulterstützen: grün; Unterarmstützen: violett.
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 87
S2R S3L
S7R S8R
Abbildung 3.3-6 Kraftrichtung Komplettentlastung
Mittlere Richtung der maximalen resultierenden Kraftrichtung und Standardabweichung auf den
Humerus in der Frontalebene bei Komplettentlastung. Schulterstützen: grün; Unterarmstützen:
violett.
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 88
3.4 Rollstuhlfahren
Dieser Abschnitt der Arbeit basiert auf dem Originalartikel: „Measurement of
shoulder joint loads during wheelchair propulsion measured in vivo“, eingereicht
und akzeptiert bei der Zeitschrift „Clinical Biomechanics“. An dieser Studie
nahmen die Patienten S2R, S3L, S4R, S5R, S7R und S8R teil.
Im Vergleich zur Durchschnittsbevölkerung ist das Schultergelenk bei
Rollstuhlfahrern größeren Belastungen ausgesetzt, da es neben der Bewältigung
der üblichen Alltagsaktivitäten auch in besonderem Maße an der Fortbewegung
beteiligt ist. Außerdem kommen gerade bei Transferbewegungen, z.B. vom
Rollstuhl auf einen Stuhl oder auf ein Bett, besondere Belastungen auf das
Schultergelenk zu. Daher sind Rollstuhlfahrer signifikant häufiger von
Schulterproblemen betroffen als andere [72].
Die in Abschnitt 1.2 beschriebenen Einschränkungen bei der Berechnung der
Schulterbelastung treffen bei komplexen Bewegungen wie dem Rollstuhlfahren
noch eher zu als z.B. bei standardisierten Bewegungen (Kapitel 3.2). Die
Belastungen der Schulter beim Rollstuhlfahren wurden in verschiedenen Studien
untersucht [42][43][74][75]. Neben dem eigentlichen Rollstuhlfahren wurde auch
das Anheben des Körpers aus dem Rollstuhl modelliert [45]. Nach diesen
Berechnungen führt gerade diese Bewegung zu besonders hohen
Gelenkbelastungen und könnte daher verantwortlich sein für die Entstehung des
Impingement-Syndroms und vermehrte Schulterschmerzen bei Rollstuhlfahrern.
Durch die in vivo Messungen der Schulterbelastung beim Rollstuhlfahren können
die bisherigen Berechnungen validiert und die Modelle gegebenenfalls modifiziert
werden. Die gemessenen Werte können dann mit Bewegungen des täglichen
Alltags verglichen werden (Kapitel 3.1). Mit Hilfe von Bewegungsprofilen aus der
Literatur [76][77] kann dann im nächsten Schritt eine Abschätzung der
Gesamtbelastung über eine gewisse Zeitspanne bei Rollstuhlnutzern im Vergleich
zur Restbevölkerung erstellt werden.
Neben den Messungen mit definierter Steigung und Geschwindigkeit auf dem
Laufband wurden Messungen auf verschiedenen Untergründen durchgeführt, um
den Einfluss der Oberflächenbeschaffenheit auf die Schulterbelastung beim
Rollstuhlfahren zu untersuchen. Die maximalen Belastungen wurden bei zwei sehr
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 89
sportlichen Patienten erwartet. Diese Patienten versuchten, den Rollstuhl maximal
zu beschleunigen und dann so schnell wie möglich abzubremsen.
Ein Patient war sogar in der Lage, sich nur mit Hilfe der Arme aus dem Rollstuhl
herauszuheben. Diese Messungen können daher direkt mit den Berechnungen
von van Drongelen [45] verglichen werden.
Vor den eigentlichen Messungen hatten die Patienten ausgiebig die Möglichkeit,
sich mit dem Rollstuhl vertraut zu machen. Dabei übten sie unter Anleitung den
allgemeinen Umgang mit dem Rollstuhl, das Fahren vorwärts und rückwärts sowie
verschiedene Drehungen für mindestens 30 Minuten.
Aufgrund der Ähnlichkeit zu einer Elevation wurde die Hypothese aufgestellt, dass
die Kraftrichtungen beim Rollstuhlfahren zumindest ähnlich denen der Elevation
seien. Bereits die vorherigen Messungen (Kapitel 3.1 und 3.2) haben gezeigt,
dass das Schultergelenk keinesfalls als reibungsfrei angenommen werden kann,
wie es oftmals in den Rechenmodellen getan wird. Diese gemessenen Momente
können entweder aufgrund von Reibung, durch eine Verschiebung des
Kraftangriffspunktes oder durch eine Kombination beider Einflussfaktoren
entstehen.
Daher wurde hier in einer sehr vereinfachten Annahme das Moment um die
medio-laterale Achse MZ als ein Indikator für die torsionale Reibung in der
Sagitallachse angenommen. Basierend auf dieser Annahme wurden positive
Werte für MZ bei der Rückwärtsbewegung und negative Werte für die
Vorwärtsbewegung des Armes angenommen. Hohe Momente MY um die anterior-
posterioreAchse, die nicht alleine durch Reibung erklärt werden können, wurden
als Indikator für eine Verschiebung des Kraftangriffspunktes in superior-inferiorer
Richtung angesehen [2][78].
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 90
3.4.1 Laufband
Die Messungen auf dem Laufband wurden durchgeführt bei Geschwindigkeiten
zwischen 1 und 4 km/h und bei Steigungen von 1 bis 7%, je nach physischer
Leistungsfähigkeit der Patienten. Um die Sicherheit zu gewährleisten, wurde der
Rollstuhl mit Hilfe von Sicherheitsgurten am Laufband befestigt. Jeder Versuch
begann mit dem passiven Rollen lassen auf dem Laufband. Dann wurde der
Patient gebeten, den Rollstuhl so zu beschleunigen, dass die Sicherheitsgurte
schlaff wurden und die vorgegebene Geschwindigkeit für mindestens 10
Sekunden zu halten.
Die Maximalwerte der resultierenden Kraft und des resultierenden Moments
wurden über diese Zeit gemittelt und sind mit den Standardabweichungen in
Abbildung 3.4-1 zu sehen.
Aus den Messungen der einzelnen Bewegungszyklen wurde dann mit Hilfe des
„Time Warping“ [62] ein typischer Lastzyklus für jeden Patienten und jede
Versuchsbedingung berechnet. Neben diesem typischen mittleren Lastzyklus,
wurden ebenfalls mittels „Time Warping“ der Inter-Quartil-Abstand als Differenz
zwischen 25% und 75% Perzentile über die Zeit berechnet, um ein Maß für die
Streuung der Messwerte zu erhalten. Ein Bewegungszyklus wurde dabei definiert
als Zeit zwischen dem Anheben des Armes, über das nach hinten Führen und die
eigentliche, vorwärts gerichtete Schubbewegung bis zum erneuten Loslassen des
Rades.
Trotz der kontrollierten Versuchsbedingungen zeigten sich bei den Maximalwerten
der resultierenden Kräfte und Momente große Unterschiede zwischen den
Patienten. Bei einigen stieg die Kraft mit Steigung und Geschwindigkeit wie
erwartet an, während andere Patienten keinen offensichtlichen Zusammenhang
zwischen gesteigerten Anforderungen und der Schulterbelastung aufwiesen
(Abbildung 3.4-1).
Neben den Maximalwerten zeigten auch die Last-Zeitverläufe der einzelnen
Patienten bei gleichen Belastungsparametern von 2 km/h und 2% Steigung völlig
unterschiedliche Formen (Abbildung 3.4-2). Die maximalen resultierenden Kräfte
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 91
wurden zu verschiedenen Zeitpunkten erreicht, entweder beim Anheben des
Armes (A) nach dem Loslassen des Rades, bei der Extensionsbewegung (E) vor
dem eigentlichen Vorwärtsschieben, oder beim Vorwärtsschieben selbst (V).
Patient S2R hatte unter diesen Bedingungen (2%; 2km/h) ein Kraftmaximum zu
allen drei Zeitpunkten. S3L und S7R zeigten zweigipflige Kurven mit Maxima bei
(E) und (V) während S8R ein Maximum beim Anheben (A) und eins beim
Vorwärtsschieben (V) aufwies.
Abbildung 3.4-1 Kräfte und Momente beim Rollstuhlfahren auf dem Laufband
Oberes Diagramm: Maximale resultierende Kräfte mit Standardabweichung abhängig von Steigung
und Geschwindigkeit.
Unteres Diagramm: Maximale resultierende Momente mit Standardabweichungen abhängig von
Steigung und Geschwindigkeit
Die Kraft wirkte bei allen Patienten vornehmlich in negativer Y-Richtung und in
positiver Z-Richtung, also inferior-lateral.
Bei den Momenten hatten alle Patienten mit Ausnahme von S7R wie erwartet
positive Werte MZ bei der Rückwärtsbewegung und negative Werte bei der
Vorwärtsbewegung. Ähnliches gilt für MY, bei dem alle Patienten, mit Ausnahme
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 92
von S2R positive Werte bei der Rückwärtsbewegung und negative Werte bei der
Vorwärtsbewegung aufwiesen. Beim Moment MX hingegen ließ sich kein
einheitlicher Trend feststellen.
Abbildung 3.4-2 Verlauf der Kräfte und Momente bei 2 km/h und 2% Steigung
Linkes Diagramm: Kraftkomponenten und resultierende Kraft bei einem mit Hilfe von Dynamic
Time Warping (siehe 2.4.6) gemittelten Bewegungszyklus mit 25% und 75% Percentilen
Rechtes Diagramm: Resultierendes Moment und Einzelkomponenten bei einem gemittelten
Bewegungszyklus mit 25% und 75% Percentilen
Um den Einfluss der Parameter Steigung und Geschwindigkeit genauer zu
untersuchen, sollen nun exemplarisch die Patienten mit den höchsten (S8R) und
niedrigsten (S5R) Belastungen in %BW genauer untersucht werden.
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 93
Einfluss der Geschwindigkeit
Abbildung 3.4-3 Schulterbelastung in Abhängigkeit von der Geschwindigkeit
Vergleich zweier Patienten bei konstanter Steigung (3%) und steigender Geschwindigkeit. Mit
Dynamic Time Warping (siehe 2.4.6) gemittelte Kurven der resultierenden Kraft FRES und der
Momente MZ und MY und deren 25% bzw. 75% Percentile.
Bei beiden Patienten wurde eine höhere Geschwindigkeit durch eine höhere
Frequenz realisiert. Bei S5R fiel die Zeit für einen Bewegungszyklus von 0,72s bei
1km/h auf 0,45s bei 3km/h. Wie in Abbildung 3.4-1 zu sehen ist, stieg die
maximale resultierende Kraft dabei kaum an. Dies lag vor allem daran, dass die
gesteigerte Geschwindigkeit bei diesem Patienten vor allem Einfluss auf die Kraft
beim Anheben, nicht aber auf die beim Vorwärtsschieben hatte (Abbildung 3.4-3
oben links). Das Moment MZ in der ersten Phase der Bewegung nahm sogar ab
bei höheren Geschwindigkeiten (Abbildung 3.4-3 Mitte links) und auch der
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 94
negative Peak beim Vorwärtsschieben des Rollstuhls wurde weniger ausgeprägt
und verschwand fast völlig bei 3 km/h.
Auch bei Patient S8R nahm die Zeit für einen Bewegungszyklus mit steigender
Geschwindigkeit ab, von 0,856s bei 1km/h über 0,5s bei 3km/h bis auf 0,424s bei
4km/h. Im Gegensatz zu S5R hingegen stieg die resultierende Kraft bei diesem
Patienten - wie vielleicht zu erwarten wäre - mit der Geschwindigkeit an und zwar
bei beiden Maxima (Abbildung 3.4-3 oben rechts). Das Moment MZ veränderte
sich mit der Geschwindigkeit kaum, sowohl beim Anheben, als auch beim
Vorwärtsschieben (Abbildung 3.4-3 Mitte rechts). Beim Moment MY wurde das
erste Maximum kürzer und ausgeprägter, während der zweite negative Peak mit
steigender Geschwindigkeit kleiner wurde und schließlich ins positive rutschte
(Abbildung 3.4-3 unten rechts).
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 95
Einfluss der Steigung
Abbildung 3.4-4 Schulterbelastung in Abhängigkeit von der Steigung
Vergleich zweier Patienten bei konstanter Geschwindigkeit (2 km/h) und wachsender Steigung. Mit
Dynamic Time Warping (siehe 2.4.6) gemittelte Kurven von resultierender Kraft und der Momente
MZ und MY und deren 25% bzw. 75% Percentile.
Die Länge des Bewegungszyklus’ änderte sich bei S5R mit größerer Steigung
kaum (2%: 0,53s; 3%:0,55s; 4%:0,49s). Bei den einzelnen Kraftmaxima hatte die
größere Steigung hier vor allem Einfluss auf den Peak beim Vorwärtsschieben,
auch wenn selbst bei 4% Steigung die Kraft beim Anheben des Armes noch leicht
über der beim Vorwärtsschieben liegt (Abbildung 3.4-4 links oben). Das Moment
um die MZ Achse wurde sowohl beim ersten, als auch beim zweiten Peak im
Verlauf des Bewegungszyklus’ geringer (Abbildung 3.4-4 Mitte links). Auf MY
hingegen war der Einfluss der Steigung bei weitem nicht so stark (Abbildung 3.4-4
links unten).
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 96
Bei S8R nahm die Zeit des Bewegungszyklus’ mit der Steigung zu, von 0,5s bei
1%, auf 0,56s bei 2%, 0,647s bei 3% bis auf 0,65s bei 6%. Vor allem der Peak
beim vorwärts Schieben stieg deutlich an. Auch der negative Ausschlag von MZ
wurde größer beim vorwärts Schieben, während MZ beim Anheben fast
unverändert blieb. Ähnliches Verhalten zeigte sich in MY mit fast konstanten
positiven Werten beim Anheben und größeren negativen Werten beim vorwärts
Schieben mit wachsender Steigung.
3.4.2 Heben aus dem Rollstuhl
Beim Anheben aus dem Rollstuhl sitzt der Patient im Rollstuhl und hebt sein
Körpergewicht nur mit den Armen an, ohne die Unterstützung der passiv
herabhängenden Beine. Dabei wurden von S8R Maximalwerte von 131%BW
erreicht. Dabei war die Kraft beim Anheben deutlich höher als beim Herablassen
und auch beim Halten mit gestreckten Armen. Die Kraftrichtung änderte sich dabei
deutlich zwischen den dynamischen Phasen des Anhebens bzw. des
Herablassens auf der einen und der fast statischen Halteposition mit gestreckten
Ellenbogen auf der anderen Seite (Abbildung 3.4-5).
Am Beginn der Bewegung erreichte die resultierende Kraft ein erstes Maximum
und alle Momente MX, MY und MZ nahmen positive Werte an (Abbildung 3.4-5
Zeitpunkt I). An Zeitpunkt II ging die Kraft leicht zurück und die Momente gingen
fast komplett auf Null zurück. Ab diesem Zeitpunkt stieg die resultierende Kraft auf
das absolute Maximum an und erreichte dieses kurz vor der kompletten
Armstreckung (Zeitpunkt III). Mit gestreckten Ellenbogen ging die Kraft zurück,
aber beide Biegemomente MX und MY erreichten ihr absolutes Maximum (IV), was
auf eine exzentrische Krafteinleitung schließen lassen könnte. Bei Beginn der
Abwärtsbewegung des Oberkörpers sank MX dann ab, auch wenn die Ellenbogen
weiterhin komplett gestreckt waren. Die Ellenbogen-Flexion begann dann bei
Zeitpunkt kurz vor einem letzten Maximum (V). Die Vorzeichen von MX und MY
waren bei Aufwärts- und Abwärtsbewegung gleich und kehrten sich in der
quasistatischen Halteposition um.
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 97
Abbildung 3.4-5 Anheben aus dem Rollstuhl , Patient S8R
Oberes Diagramm: Resultierende Kraft und Kraftkomponenten.
Unteres Diagramm: Resultierendes Moment und Komponenten.
Inlay rechts: Richtung der resultierenden Kraft in der Frontalebene
Unten: Patient in verschiedenen Phasen der Bewegung
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 98
3.4.3 Maximale Beschleunigung und Bremsen
Abbildung 3.4-6 Maximale Beschleunigung und Abbremsen
Patienten S2R und S8R
Obere Diagramme: Kräfte im Verlauf der Zeit
Untere Diagramme: Momente im Verlauf der Zeit
Inlays über den Patientenbildern: Richtung der resultierenden Kraft im Verlauf der Zeit in der
Sagittal- und Frontalebene
Resultate
Dissertation Peter Westerhoff 99
Bei diese Übung sitzt der Patient im Rollstuhl und versucht, diesen auf einer 10 m
langen Strecke maximal zu beschleunigen. Am Ende der Strecke soll der Rollstuhl
dann so schnell wie möglich zum stehen gebracht werden Bei der maximalen
Beschleunigung erreichten die beiden sehr sportlichen Patienten S2R und S8R
Maximalwerte von 188% BW bzw. 128% BW (Abbildung 3.4-6). Die maximalen
resultierenden Momente lagen bei 0,24% BWm bzw. 0,26% BWm. Diese Werte
wurden jeweils bei den ersten sehr intensiven Schubbewegungen erreicht. Beim
Abbremsen hingegen waren die Kräfte mit 101% BWm und 81% BWm deutlich
geringer selbst bei komplett blockierenden Reifen.
3.4.4 Einfluss des Untergrundes
Um den Einfluss der Untergrundbeschaffenheit zu untersuchen, wurden
Messungen auf glatten Hallenboden, auf Straßenpflaster, auf Kopfsteinpflaster
und auf Gras durchgeführt. Dafür wurde auf den jeweiligen Untergründen eine
Strecke von 10 m abgesteckt. Das Fahren bei selbst gewählter Geschwindigkeit
auf einem glatten Untergrund führte bei S2R und S3L durchschnittlich zu Kräften
von 63% BW bzw. 80% BW mit Standardabweichungen (SD) von 14,3% BW bzw.
11,3% BW. Auf dem Straßenpflaster lagen diese Werte bei 46% BW (S2R) bzw.
69% BW (S3L) (SD. 8,9% BW bzw. 7% BW) und auf Kopfsteinpflaster bei 65%
BW (SD. 19,1% BW) und 68% BW (9,2% BW). Die höchsten Kräfte wurden beim
Rollstuhlfahren auf Gras erreicht mit 95% BW (27,5% BW) bzw. 99% BW (10,7%
BW).
Ähnlich wie bei den Kräften gab es auch bei den resultierenden Momenten keinen
eindeutigen Zusammenhang zwischen maximalen Moment und Untergrund bei
den drei Oberflächen Indoor (S2R: 0,12%BWm (0,03)/ S3L 0,38%BWm (0,04)),
Straßenpflaster (S2R: 0.08%BWm (0,02)/ S3L 0,37%BWm (0,04)) und
Kopfsteinpflaster (S2R: 0,11BWm (0,03)/ S3L 0.31%BWm (0,05).
Wiederum deutlich höhere Werte wurden beim Fahren auf Gras gemessen
S2R:0,13%BWm (0,03)/ S3L 0,43%BWm (0,06).
Diskussion
Dissertation Peter Westerhoff 100
4
Diskussion
Die Messungen der Schultergelenkbelastung zeigen, dass auch dieses Gelenk
großen Belastungen ausgesetzt ist. Umgerechnet auf die Fläche des Glenoids ist
mit vergleichbaren Druckbelastungen wie beim Hüftgelenk auszugehen, auch
wenn die Häufigkeit dieser Extrembelastungen beim Schultergelenk im Alltag
sicherlich geringer ausfällt. Eine Sonderstellung in dieser Hinsicht nehmen
Bevölkerungsgruppen ein, die aufgrund ihrer beruflichen Tätigkeit oder
körperlicher Einschränkungen in besonderem Maße auf die Nutzung des
Schultergelenkes angewiesen sind. Besonders große Belastungen traten beim
Gehen mit Gehstützen unter Vollentlastungauf, beim Rollstuhlfahren und bei
Tätigkeiten über Kopf an den Grenzen des Bewegungsumfanges. Derart hohe
Belastungen können der Grund für das Auftreten von Überlastungssyndromen und
Verletzungen der Schulter bei Rollstuhlfahrern [38] oder auch bei Schweißern [79]
sein.
Diskussion
Dissertation Peter Westerhoff 101
4.1 Alltagsbewegungen
Die Messungen bei Alltagsbewegungen zeigen, dass auch das Schultergelenk
tagtäglich mit Kraftspitzen, die das eigene Körpergewicht übersteigen, belastet
wird. Die Kraftspitzen erreichen zwar nur ca. 1/3 der Werte, die z.B. an der Hüfte
oder im Knie gemessen wurden, die allerdings auch nur wesentlich kleinere
Gelenkfläche wirken. Diese extremen Belastungen spiegeln sich auch in der
hohen Versagensrate z.B. beim Glenoid-Ersatz wider [49].
Die statistische Aussagekraft der Messung bei Alltagsbewegungen ist natürlich
durch die geringe Patienten- und auch Wiederholungszahl der Übungen
eingeschränkt. Hinzu kommt die große Heterogenität des Patientenkollektivs
hinsichtlich Alter, Körpergewicht, Anthropologie und physischer Leistungsfähigkeit.
Daher sind Vergleiche unter den Patienten nur begrenzt und mit geringer
statistischer Aussagekraft möglich. Auch die Übertragbarkeit auf jüngere Patienten
oder gar Menschen mit gesundem Schultergelenk ist nur bedingt möglich.
Gleichwohl stellen diese Messungen gerade bei den komplexen Bewegungen des
täglichen Lebens, die nur schwer in rechnerischen Modellen nachgestellt werden
können, die zurzeit realistischste Messmethode der Schulterbelastung dar. Auf
Grundlage dieser Messungen können Hinweise für Patienten gegeben werden,
z.B. externe Lasten vor allem dicht am Körper zu tragen, oder einhändiges
Autolenken kurz nach einer OP zu vermeiden. Die gemessenen Maximalwerte im
Alltag bekommen gerade im Hinblick auf die geringen Belastungen während der
Physiotherapie eine große Bedeutung. So sollten Patienten gerade in diesem
Zeitraum Vorsicht im Alltag walten lassen.
Die sehr konstanten Kraftrichtungen trotz großer Bewegungsumfänge lassen
darauf schließen, dass die Kraftrichtung auf dem Glenoid stark variiert und
dadurch zu erhöhtem Verschleiß führen kann. Auf die Belastungen des Glenoids
und die Umrechnung mit Hilfe der Bewegungsanalyse wird in Kapitel 5. noch
genauer eingegangen.
Betrachtet man den zeitlichen Verlauf und vergleicht z.B. die Ergebnisse der
Publikation mit Daten des ersten Patienten von 2007 [67] mit den neueren Studien
mit mehr Patienten [68,69], so lässt sich kein eindeutiger Trend feststellen. Daraus
lässt sich schließen, dass die Schulterbelastung nicht mit der postoperativen Zeit
Diskussion
Dissertation Peter Westerhoff 102
zu- oder abnimmt, und dass sich die Schulterbelastung nicht mehr merklich
ändert, sobald ein Patient in der Lage ist, eine bestimmte Aufgabe auszuführen.
Auch die Variation der Kraftrichtung gegenüber dem Humerus war während der
Ausführung einer Übung sehr gering. Vor allem bei Übungen mit hohen
resultierenden Kräften wie Hämmern, Kaffeekanne anheben und dem Ablegen
eines Gewichtes im Regal blieb die Kraftrichtung sehr konstant. Ähnliche
konstante Belastungsrichtungen wurden bereits bei Messungen mit
instrumentierten Hüften beobachtet [1], wobei man an der Schulter aufgrund des
großen Bewegungsumfanges mit stärker streuenden Kraftrichtungen hätte
rechnen können. Dies bedeutet für die Belastungen auf der anderen Gelenkseite,
der Scapula, entweder stark streuende Belastungsrichtungen, oder aber auch bei
diesem Gelenkpartner einen großen Bewegungsumfang um den Vektor der
resultierenden Kraft möglichst senkrecht angreifen zu lassen.
Zu besonders großen Belastungen führten vor allem die Übungen bei denen
a) eine externe Last an einem großen Hebelarm wirkt (Regal, Kaffeekanne,
Lenken mit einer Hand)
oder
b) die Grenzen des maximalen Bewegungsumfanges erreicht wurden
(Kämmen).
Beim Kämmen z. B. wurde der maximale Bewegungsumfang in Form einer
starken Elevation, verbunden mit einer Außenrotation der Schulter erreicht
(Abbildung 3.1-1; unten rechts). Vor allem die Außenrotation ist nach
verschiedenen Eingriffen an der Schulter als problematisch anzusehen, da es zu
großen Zug-Belastungen auf die gegebenenfalls re-fixierte Bizeps-Sehne kommen
kann. Dies wurde von Saleem [80] mit Hilfe von 3D-MRT-Rekonstruktionen in
Außenrotationsstellung dargestellt.
Beim Drehen des Lenkrades traten die maximalen Belastungen erwartungsgemäß
bei der Aufwärtsbewegung auf, da in diesem Fall neben dem konstanten
Widerstand des Lenkrades auch noch gegen die Schwerkraft des Armes
gearbeitet werden muss. Weiterhin auffällig war bei dieser Bewegung die relativ
starke Streuung der resultierenden Kraft (Abbildung 3.1-2; Inlay Mitte rechts). Dies
ist am ehesten durch die Komplexität der Bewegung über den gesamten
Diskussion
Dissertation Peter Westerhoff 103
Bewegungszyklus zu erklären. So besteht das Autolenken aus Bestandteilen der
Elevation/Extension, Abduktion/Adduktion aber auch der Außen-/Innenrotation,
welche sicherlich unter den Patienten individuell verschieden stark ausgeprägt
sind. Die größere Variation beim Vergleich von einarmigem mit dem beidseitigen
Lenken lässt sich erklären durch die Möglichkeit, die Kraft individuell auf beide
Arme zu verteilen. Insbesondere bei Patientin S3L wird dies deutlich, da sie die
Prothese auf der nicht-dominanten Seite trägt. Daher ist davon auszugehen, dass
der größere Teil der Kraft über die rechte Schulter ohne Implantat übertragen wird.
Im Gegensatz zu bisherigen Berechnungen mit Hilfe von Computermodellen [6],
wurden beim passiven Tragen eines 10kg Gewichtes seitlich vom Körper nur sehr
geringe Schulterbelastungen gemessen. Bei allen Patienten lag der Wert bei unter
20%BW im Vergleich zu berechneten 240%BW. Es kann vermutet werden, dass
sowohl die Muskulatur, als auch die Position der Scapula so gesteuert wird, dass
muskuläre Kraft und Gelenkkraft minimiert werden, um das Tragen von schweren
Lasten über einen langen Zeitraum überhaupt zu ermöglichen. Aus diesem Grund
erscheinen die errechneten Werte unrealistisch hoch, bedeuteten sie doch, dass
die hohen Kräfte von den Muskeln bei längerem Tragen entsprechend lange
erbracht werden müssten. Beim Anheben der Last hingegen steigt die
Gelenkbelastung deutlich auf Werte zwischen 87 und 95%BW, auch wenn selbst
diese Werte bei weitem nicht die berechneten Größenordnungen erreichen. Die
geringe Streuung der Maximalkraft unter den Patienten fällt vor allem auf,
vergleicht man sie mit der Variation der resultierenden Momente. Hier gab es
extrem kleine Werte von nur 0,09%BWm bei S2R, aber auch vielfach höhere
Werte von 0,46 bzw. 0,62%BWm bei den Patienten S1R und S3L. Diese große
Variation zeigte sich bei vielen Messungen und könnte auf vielen Einflussfaktoren
basieren. Zu nennen sind hier
• individuelle Reibungsparameter, also beispielsweise der Abnutzung des
Glenoids, oder die Eigenschaften der Synovialflüssigkeit
• die individuelle Gelenkgeometrie, also z.B. die Kongruenz der beiden
Gelenkflächen oder aber ein möglicher zusätzlicher Kontaktpunkt am
Acromion
Diskussion
Dissertation Peter Westerhoff 104
• oder aber auch der horizontale Hebelarm des Gewichtes, der nach
Auswertung der Videoaufnahmen bei S2R deutlich kleiner war (Abbildung
3.1-5).
Wie auch bei einigen Standardbewegungen (vgl. Punkt 4.2) wurden teilweise
geringere Belastungen beim schnellen Anheben im Vergleich zur langsamen
Bewegungsausführung gemessen. Eine mögliche Erklärung der geringeren
resultierenden Kräfte könnte auch hier eine sehr effektive Beschleunigung der
Last im ersten Teil der Bewegung sein (Abbildung 3.1-4; Zeitpunkt 3), so dass der
Getränkekasten nicht gegen die Schwerkraft gehalten werden muss, sondern
mehr oder weniger passiv nach oben schwingt (Abbildung 3.1-4; Kraftminimum
Zeitpunkt 4) und dann wieder nach unten beschleunigt wird. Überraschenderweise
ist auch hier, wie bei den Standardbewegungen, kein Kraftmaximum beim
Abbremsen zu erkennen.
Passend zu den geringeren Gelenkkräften empfand Patient S1R die schnellere
Übung auch leichter in der Durchführung. Im Gegensatz dazu war Patient S2R
besonders motiviert und versuchte, die höchstmögliche Geschwindigkeit zu
erreichen. Bei ihm stieg dadurch zwar die Gelenkkraft leicht an, die deutlich
größere Hubhöhe deutet aber auch hier auf denselben Effekt hin. Im täglichen
Alltag deckt sich dies mit der Erfahrung, dass einige Tätigkeiten „mit Schwung“
einfacher von der Hand gehen. Durch die Messungen konnte nun gezeigt werden,
dass dieses subjektive Empfinden auch mit geringeren Belastungen im Gelenk zu
korreliert. Selbst bei der langsamen Bewegungsausführung wurde die maximale
Kraft kurz vor Erreichen der maximalen Hubhöhe erreicht (Abbildung 3.1-4;
Zeitpunkt 1 und 2).
Sowohl beim Anheben der Kaffeekanne mit gestrecktem Arm als auch beim
Ablegen/Anheben eines Gewichts in unterschiedlicher Höhe war der Effekt zu
beobachten, dass die Gelenkkräfte beim Abstellen des Gegenstandes höher
waren als beim Anheben. Eine plausible Erklärung könnte in zusätzlich aktivierten
Muskeln liegen, die für die Stabilisierung und Lage-Kontrolle verantwortlich sind.
Diese Muskelaktivierungen sorgen für höhere Belastungen, als allein aufgrund der
mechanischen Gegebenheiten notwendig wären. Dieser Effekt kann mit häufig
genutzten energieoptimierten Berechnungs-Algorithmen [81][82] nicht
Diskussion
Dissertation Peter Westerhoff 105
nachgebildet werden. Ähnliche Probleme mit der Modellierung von
antagonistischen Muskelaktivitäten traten auch bei anderen Gelenken wie
beispielsweise der Hüfte [83][84] auf. Daher sollten vor allem für quasistatische
oder koordinativ anspruchsvolle Aktivitäten neue Optimierungskriterien gesucht
werden.
Wie auch bei den Standardbewegungen zeigte auch bei Alltagsbewegungen die
Patientin S3L die bei weitem höchsten Momente. Die möglichen Ursachen sind
allerdings vielfältig. Einerseits war diese Patientin die einzige, die die Prothese auf
der nicht-dominanten Seite trägt. Möglicherweise ist die muskuläre Steuerung
nicht so exakt wie auf der dominanten Seite. Daher könnte man vermuten, dass
der Humerus nicht genau im Glenoid zentriert wird und es dadurch zu einem
exzentrischen Kraftangriff kommt, der zusätzliche Momente bewirken kann. Ein
zweiter Punkt, der zum Entstehen der hohen Momente führen könnte, sind die
Reibeigenschaften des Glenoids, aber auch der Synovial-Flüssigkeit.
Eine andere Erklärung könnte ein zusätzlicher Kraftangriffspunkt auf dem
Humeruskopf sein. Durch eine solche Krafteinleitung, z.B. am Acromion, könnte
es ebenfalls zu einer exzentrischen Kraft und damit zu hohen Momenten kommen.
Zur Überprüfung dieser Theorie sind für die Zukunft Messungen mit synchroner
Flouroskopie geplant. Die hier typischerweise gemessenen Werte von ca. 4Nm bei
einer resultierenden Kraft von 1000N würden bei fehlender Reibung eine
Exzentrizität von bis zu 4mm bedeuten.
Eine Übertragung der gemessenen Werte auf die Schulterbelastung im Alltag von
gesunden Patienten ist nur sehr begrenzt möglich. De Wilde [4] zeigte, dass sich
der humeral-scapulare Rhythmus bei Patienten mit einer Prothese hin zu mehr
Bewegung der Scapula und weniger im Humerus änderte. Im Vergleich zu einem
gesunden Menschen ist davon auszugehen, dass jede Änderung dieses
Rhythmus‘ zu höheren Belastungen führen. Bei der Hüfte wurden z.B. mit
instrumentierten Implantaten ebenfalls bei einer Patientin mit einer Störung des
Gangbildes die höchsten Kräfte beim Gehen gemessen [85]. Wenn also der
Gesunde als Optimum angenommen wird, sind die gemessenen Werte bei
Patienten mit Implantat theoretisch höher anzunehmen.
Diskussion
Dissertation Peter Westerhoff 106
4.2 Definierte Standardbewegungen
Mehr noch als bei den Alltagsbewegungen ist bei den Standardbewegungen der
Vergleich mit bisher errechneten Werten interessant. Allein schon aufgrund der
Tatsache, dass die Anzahl der Modellberechnungen bei weitem größer ist
[30][70][71].
Will man das endoprothetisch versorgte Gelenk mit dem Zustand des natürlichen
Gelenkes vergleichen, sind Einschränkungen zu machen. Der Zustand der
Weichteilgewebe wird natürlich durch die Operation beeinflusst. Weiterhin ist bei
diesen Untersuchungen die geringe Patientenanzahl und das heterogene
Patientenkollektiv als Einschränkung zu sehen. Daher sind die hier gewonnenen
Ergebnisse natürlich nicht eins zu eins auf das gesunde Gelenk zu übertragen.
Allerdings ist der Eingriff in die Gelenkmechanik bei diesem Typ von Prothesen in
jedem Fall geringer, als wenn auch das Glenoid ersetzt worden wäre, oder gar bei
Nutzung einer inversen Prothese.
Gleichwohl lassen sich einige Punkte herausarbeiten, die die Belastung bei
Standardbewegungen charakterisieren.
1. Ein zusätzliches Gewicht von 2 kg, am ausgestreckten Arm gehalten, erhöht
die resultierende Gelenkkraft um 50 – 100%.
2. Schnelles Anheben des Armes ohne ein Verharren in der obersten Position
verringert die maximale Gelenkbelastung im Vergleich zur langsam
ausgeführten Bewegung.
3. Die Kraftrichtungen bezogen auf den Humerus sind sehr konstant während
der gesamten Bewegung und auch innerhalb eines Patienten bei
verschiedenen Übungen.
4. Die Größenordnungen der Gelenkkräfte beim Anheben des gestreckten
Armes sind weitgehend unabhängig von der Bewegungsebene.
5. Unter den Patienten gibt es große individuelle Unterschiede bei den
resultierenden Kräften.
6. Noch viel mehr als die Kräfte variieren die Maximalwerte der Momente
zwischen den Patienten. Die Größenordnungen der gemessenen Werte
Diskussion
Dissertation Peter Westerhoff 107
lassen eine Modellierung des Schultergelenkes als reibungsfreies Kugelgelenk
als nicht sinnvoll erscheinen.
Allgemein lässt sich weiterhin sagen, dass die Schultergelenkbelastungen bei
diesen definierten Standardbewegungen im gleichen Bereich lagen wie bei den
gemessenen Alltagsbelastungen. Aufgrund der Ähnlichkeit der Bewegung z.B.
zwischen dem Anheben einer Kaffeekanne und dem Anheben eines ähnlich
hohen Gewichtes ist dies auch wenig überraschend. Auch die Streuung der
Ergebnisse deckt sich weitgehend mit den zuvor berechneten Werten. Anglin et.al.
[6] zeigte eine Variation von 50 bis 90%BW zwischen verschiedenen
muskuloskeletalen Modellen beim Abduzieren des gestreckten Armes bis auf 90
Grad, ein Wert der auch bei 4 unserer Patienten gemessen wurden. Bei S4R führt
das geringe Körpergewicht zu besonders hohen Werten in %BW, allerdings liegen
die Absolutwerte in N im Bereich der anderen Patienten. Außerdem ist die
antagonistische Muskelaktivität ein beeinflussender Faktor, der schwer im Modell
nachgebildet werden kann.
Ein wichtiger, bisher ungeklärter Punkt bei der Modellierung der Schulterbelastung
ist das Verhalten bei Abduktions- bzw. Elevationswinkeln von mehr als 90°. Bei
einem sehr vereinfachten Modell sollte man davon ausgehen, dass die
Gelenkkraft bei 90° ein Maximum erreicht und danach wieder abnimmt, da der
Hebelarm des Armes und eines evtl. zusätzlich gehaltenen Gewichtes, bezogen
auf das Schultergelenk, dann wieder kleiner wird. Dies war auch vorherrschendes
Ergebnis vieler Modellberechnungen [30][71][70] . Erst kürzlich wurde ein Modell
vorgestellt, das wie unsere Messungen auch nach dem Erreichen der Horizontalen
weiter steigende Gelenkbelastungen ermittelte [5]. Dies würde sich auch mit der
Beobachtung aus der Arbeitsmedizin decken, die bereits sehr früh einen Anstieg
von Schulterproblemen bei Berufsgruppen beobachtet haben, die viel über
Kopfhöhe arbeiten [34].
Die hohen Momente, die während der Messungen auftraten und vor allem deren
große Variation zwischen den Patienten lassen den Schluss zu, dass diese nicht
komplett auf Reibung beruhen können. Bei den drei Patienten S2R, S4R und S5R
wäre dies noch möglich. Ein angenommener Reibungskoeffizient von 0,1 würde
bei einem Kopfdurchmesser von 48 mm und einer resultierenden Kraft von
Diskussion
Dissertation Peter Westerhoff 108
120%BW ein Moment von bis zu 0,29%BWm erklären können. Bei S1R und S8R
müsste bereits ein Reibungskoeffizient von 0,2 angenommen werden, aber vor
allem bei Patient S3L müsste man von völlig unrealistischen
Reibungskoeffizienten von bis zu 0,5 ausgehen.
Die plausiblere Erklärung sind demnach zusätzliche Kontaktpunkte außerhalb des
Glenoids, an denen die Kräfte übertragen werden. Dies könnte das Acromion,
aber auch der Rabenschnabelfortsatz sein. Eine Möglichkeit, um diese Theorie zu
überprüfen, wären synchrone in vivo Messungen mit flouroskopischen
Aufnahmen.
Der Effekt, dass die resultierende Kraft beim schnellen Anheben des Armes
geringer ist als beim langsamen Anheben, deutet evtl. auf eine Optimierung der
eingesetzten Energie hin (Abbildung 3.2-1). In herab hängender Position ist der
horizontale Hebelarm bezogen auf das Schultergelenk noch sehr klein. Dadurch
ist auch das Moment klein, welches zur Beschleunigung des Armes aufgebracht
werden muss. Daher erscheint es sinnvoll, den Arm in dieser Phase stark zu
beschleunigen und dann im weiteren Verlauf passiv aufwärts schwingen zu
lassen, oder mit nur noch geringem Muskeleinsatz zu bewegen. In der höchsten
Position muss also nicht gegen den statischen Widerstand der Schwerkraft
gearbeitet werden. Nach Erreichen der höchsten Position wird der Arm dann
wieder nach unten beschleunigt. Dies ist zu erkennen am zweiten Maximum im
Kurvenverlauf. Ähnliche Kurvenverläufe wurden auch beim schnellen Anheben
eines Getränkekastens beobachtet (Abbildung 3.1-4, Kapitel 3.1.5).
Wie bei ähnlichen Untersuchungen zu Hüft- und Kniebelastung [1][2] blieben die
Kraftrichtungen bei den Standardbewegungen relativ konstant und dies selbst bei
Bewegungen in unterschiedlichen Ebenen wie Elevation und Abduktion. Dies
deutet darauf hin, dass entweder die Kraftrichtung auf dem Glenoid sehr variabel
ist, oder dass durch eine ausreichende Beteiligung der Scapula an der Bewegung
auch auf das Glenoid sehr konstante Kraftrichtungen wirken. Aufgrund der flachen
Form des Glenoids ist sogar davon auszugehen, dass bei intaktem humero-
scapularem Rhythmus die Kraft fast senkrecht auf das Glenoid wirkt. Diese
Annahme konnte bei den ersten Test-Umrechnungen auf das Glenoid bestätigt
werden (Kapitel 5.1), soll aber noch bei weiteren Messungen mit allen Patienten
verifiziert werden.
Diskussion
Dissertation Peter Westerhoff 109
Da es bisher kein standardisiertes Verfahren für die Testung der Dauerfestigkeit
von Schulterprothesen gibt, können die hier gemessenen mechanischen Lasten
bei Standardbewegungen durchaus einen ersten Schritt auf dem Weg zu einem
solchen Verfahren darstellen. Dafür könnten z.B. die Maximalkräfte und Momente
bei den Bewegungen mit ausgestrecktem Arm und 2 kg Gewicht herangezogen
werden (Kapitel 3.2.1 und 3.2.2). Auch im Vergleich zu den Alltagsbewegungen
(Kapitel 3.1) liegen diese am oberen Rand aller untersuchten Aktivitäten und
können als alltägliche Belastungswerte eines Schulterimplantates genutzt werden.
Für die Dauerprüfung sollten diese mit einem Sicherheitsfaktor beaufschlagt
werden. Bei der Kraftrichtung sollte der für die Fixierung kritischste Extremfall des
Winkels β in der Sagittalebene angenommen werden (Abbildung 3.2-3). In der
Frontalebene ist der größte Wert beim Winkel α, z.B. bei einer unzureichenden
Fixierung im proximalen Teil der Humerus als kritischste Situation anzunehmen.
Bei den Momenten stellt sich der Vergleich verschiedener Übungen oder auch
verschiedener Patienten sehr uneinheitlich dar. Vor allem die großen Unterschiede
zwischen den Patienten lassen es sinnvoll erscheinen, für die Testung von
Implantaten die Werte des maximalen resultierenden Momentes zu nutzen und
diese in der für die jeweilige Fixierung kritischsten Orientierung aufzubringen. Für
die Testung von Implantaten wie auch für die Weiterentwicklung der
Schulterprothetik besonders interessant werden allerdings die Belastungen des
Glenoids sein, die innerhalb dieser Arbeit in Kapitel 5.1 als Ausblick erstmals
dargestellt werden und durch weitere Messungen ergänzt werden sollen.
4.3 Der Gebrauch von Gehstützen
Die großen Variationen der wirkenden Kräfte bei der Teilentlastung des Beins sind
vor allem darauf zurückzuführen, dass die Lastverteilung zwischen den beiden
Seiten unterschiedlich sein kann, aber auch dass die Anweisungen des
Physiotherapeuten nicht von allen Patienten genau umzusetzen sind.
Wie schon bei Hüfte und Knie gesehen, zeigen die Messungen beim Gebrauch
von Gehstützen, dass eine Teilentlastung mit vorgegebenen Werten kaum zu
realisieren ist. Innerhalb eines Patienten, aber auch im Vergleich der Patienten
Diskussion
Dissertation Peter Westerhoff 110
untereinander waren starke Varianzen zu beobachten. Dies würde die Aussage
von Bergmann [86] bestätigen, dass der Gebrauch von Gehstützen unter
Teilbelastung nicht nur, aber auch eine „Mahnung“ sein kann, sich vorsichtig zu
bewegen, Stolpern oder sogar Stürze zu vermeiden.
Bei der Komplettentlastung der unteren Extremitäten blieben die Kräfte im
Schultergelenk zwar unter denen in der Hüfte [85] oder im Knie [2] gemessenen,
jedoch könnten diese in Anbetracht der Größe insbesondere des Glenoids im
Vergleich zur Hüftpfanne zu ähnlichen Beanspruchungen führen. Eindeutige
Unterschiede zwischen den beiden untersuchten Stützentypen konnten bei den
Maximalbelastungen nicht festgestellt werden, doch hat die Kraftrichtung bei den
Unterschulterstützen meistens einen kleineren Winkel zur Humeruslängsachse.
Diskussion
Dissertation Peter Westerhoff 111
4.4 Rollstuhlfahren
Das Rollstuhlfahren ist eine der am häufigsten analysierten und modellierten
Bewegungen des Schultergelenkes, da Rollstuhlfahrer in besonderem Maße von
Erkrankungen des Schultergelenkes betroffen sind. Bislang nicht zu klären war die
Frage, ob dieses überproportionale Auftreten von Schulterproblemen in dieser
Bevölkerungsgruppe vor allem auf die auftretenden Maximalbelastungen oder
aber schlichtweg auf die große Zahl an Lastzyklen zurückzuführen ist. Die
Ergebnisse unserer Messungen deuten eher auf letzteres hin, da selbst beim
selbstständigen Herausheben des Patienten ohne Zuhilfenahme der Arme keine
höheren Belastungen auftraten als z.B. bei Alltagsbewegungen. Wie bei allen
Messungen mit instrumentierten Prothesen ist allerdings die beschränkte
statistische Aussagekraft zu bedenken. Auf der einen Seite bleiben die
Messungen stets Einzelbefunde bei individuellen Patienten, auf der anderen Seite
sind Messungen, bei denen der Patient mit instrumentierter Prothese wochenlang
im Rollstuhl sitzt aus ethischen Gründen nicht möglich.
Wie bei anderen Aktivitäten waren die Belastungen auch hier starken individuellen
Schwankungen unterworfen. Sowohl die Amplitude als auch die Verlaufskurven
zeigten sehr individuelle Muster. Offensichtlich gibt es verschiedene Techniken,
den Rollstuhl zu bewegen, die zu Unterschieden in der Schulterbelastung bis zum
Faktor 3 führen können - bei gleicher externer Belastung von z.B. 2% Steigung
und 2km/h. Während der sehr sportliche Patient S8R die Bewegung initial durch
eine ausgeprägte Extension einleitet und dann aktiv nach vorne schiebt, sieht es
bei S5R eher so aus, als hebe sie den Arm neben dem Körper an, und realisiere
den Vortrieb vor allem durch ein passives Herabsinken lassen der Arme. Darin
könnte eine mögliche Erklärung für die extrem kleinen Kräfte bei S5R liegen.
Die typische Kraftspitze beim Anheben des Armes am Ende der Schubphase lässt
sich erklären durch das Anheben des Armes ähnlich der Elevation bei den
Alltagsaktivitäten. Bei vielen Patienten und vor allem bei geringen
Geschwindigkeiten und Steigungen war dieser Peak oftmals größer als der
während der eigentlichen Schubphase, ein Effekt, der bei vorherigen
Modellberechnungen so nicht auftrat.
Diskussion
Dissertation Peter Westerhoff 112
Die Momente und deren Zeitverläufe zeigten wie schon bei anderen Bewegungen
nochmals höhere Variationen als die Kraft und deren Komponenten. In einem
vereinfachten Modell, dass die wirkenden Biegemomente in der Glenoidebene
ausschließlich durch eine Verschiebung des Kraftangriffspunktes interpretiert,
würde das bedeuten, dass jeder Patient einen individuellen Pfad des
Kraftangriffspunktes aufweist. Interpretiert man die Momente als Hinweis auf
Reibung im Gelenk würden die großen Variationen auf individuell sehr
unterschiedliche Reibungseigenschaften des Glenoids bzw. der Synovia
hindeuten.
Ausblick
Dissertation Peter Westerhoff 113
5
Ausblick
Der nächste Schritt im Rahmen des Projektes zur Messung der Schulterbelastung
ist, wie bereits in Kapitel 2.3.3 erwähnt, die Umrechnung auf das Glenoid. Zum
jetzigen Zeitpunkt können noch keine abschließenden Ergebnisse möglich,
gleichwohl soll ein kleiner Ausblick gegeben werden. Die Umrechnung auf das
Glenoid erfolgte bisher bei zwei Patienten. Für weitere 4 Patienten wurden die
Messungen durchgeführt, deren Ergebnisse werden allerdings erst in einer
späteren Veröffentlichung und in der frei zugänglichen Internet-Datenbank
www.orthoload.de publiziert. Hier werden beispielhaft Messungen der drei
Standardbewegungen Abduktion, Elevation und externe Rotation (mit
angewinkeltem Oberarm) jeweils dynamisch mit 2,4 kg und ohne Gewicht bzw. als
isometrische Muskelanspannung in Ausgangsposition gegen einen statischen
Widerstand präsentiert. Die Glenoidebene wird definiert durch eine Ellipse, mit der
längeren Diagonalen in superior-inferiorer Richtung und der kürzeren Diagonalen
Ausblick
Dissertation Peter Westerhoff 114
in anterior-posteriorer Richtung. Dabei ist das Glenoid-Koordinatensystem
orientiert mit der jeweils positiven X-Achse nach anterior, der Y-Achse nach
superior und der Z-Achse nach lateral (Abbildung 4.4-1).
Da sich der Betrag der resultierenden Kraft bei der Umrechnung nicht ändert, soll
hier insbesondere auf die Kraftrichtung in der Frontalebene und auf die wirkenden
Biegemomente eingegangen werden. Diese sind besonders interessant, da sie in
einem stark vereinfachten Modell als Hinweis auf eine Verschiebung des
Kraftangriffspunktes dienen können. Dieses Modell wird auch bei der Berechnung
der medial-lateralen Kraftverteilung am Knie genutzt [87]. Dabei wird eine auf das
Glenoid wirkende Kraft in Kombination mit einem Biegemoment als Kraft mit
einem verschobenen Angriffspunkt interpretiert. Bezogen auf das Glenoid kann
man also eine Kraft FRES zusammen mit einem Moment MX als Verschiebung des
Kraftangriffspunktes in Richtung inferior (+MX) bzw. superior (-MX) ansehen
(Abbildung 4.4-1). Ein Moment MY indiziert in diesem Modell eine Verschiebung
des Kraftangriffspunktes nach anterior (+MY) bzw. posterior (-MY) (Abbildung
4.4-1).
Abbildung 4.4-1 Kraftangriffspunktverschiebung im stark vereinfachten Modell
Vertikale Achse: Verschiebung in Richtung anterior/posterior durch Biegemoment MY
Horizontale Achse: Verschiebung in Richtung superior/inferior durch Biegemoment MX
X
MX
Y
MY
FRES+ (+MX)
FRES+ (-MX)
FRES+ (+MY) FRES+ (-MY)
Ausblick
Dissertation Peter Westerhoff 115
5.1 Glenoidbelastung
5.1.1 Abduktion
5.1.1.1 Abduktion ohne Gewicht
Die maximale resultierende Kraft lag bei der Abduktion ohne externe Last für S2R
und S3L bei 82 bzw. 90%BW, und damit im Bereich individueller Streuung der
gemessenen Standardbewegungen ohne Bewegungsanalyse (Kapitel 3.2.2.5).
S2R erreichte einen Abduktionswinkel von ca. 135°, S3L allerdings nur ca. 90°.
Die Kraftrichtung in der Frontalebene war bis zu einem Abduktionswinkel von 90°
fast senkrecht auf dem Glenoid. Bei Abduktionswinkeln größer als 90° bei S2R
änderte sich der Kraftvektor in Richtung inferior (Abbildung 5.1-1, links).
Beide Patienten hatten negative Werte bei den beiden Biegemomenten MX und MY
(Abbildung 5.1-1, links und Abbildung 5.1-2, links). Im stark vereinfachten Modell
unter der Annahme das die Momente durch einen exzentrischen Kraftangriffspunkt
bewirkt werden, würde dies eine Verschiebung nach superior und posterior
bedeuten.
5.1.1.2 Abduktion mit 2,4 kg
Durch das zusätzliche Gewicht von 2,4 kg erhöhte sich die maximale resultierende
Kraft auf 135 (S2R) bzw. 132%BW (S3L) bei maximalen Abduktionswinkeln von
105° bzw. 75°. Auch hier hatten beide Patienten negative Werte für MX und MY,
allerdings nur bei der Aufwärtsbewegung. Bei der Abwärtsbewegung kehrte sich
das Vorzeichen von MX um (Abbildung 5.1-1, mitte und Abbildung 5.1-2, mitte).
5.1.1.3 Abduktion gegen statischen Widerstand
Gegen statischen Widerstand erreichten S2R und S3L resultierende Kräfte von 89
bzw. 95%BW mit positiven Werten in FY, also in superiorer Richtung. Bei dieser
Übung hatten beide Patienten übereinstimmend negative Vorzeichen bei MY,
während S2R für MX positive und S3L negative Werte aufwiesen.
5.1.1.4 Diskussion
Ausblick
Dissertation Peter Westerhoff 116
Im Gegensatz zu einigen Modellberechnungen stieg die Kraft auch nach
Überschreiten der Horizontalen an. Zwar konnte dies aufgrund des
eingeschränkten Bewegungsumfanges nur bei einem Patienten beobachtet
werden, allerdings wurde der Effekt schon bei der Untersuchung der
Standardaktivitäten ohne Bewegungsanalyse beobachtet (vgl. Kapitel 3.2.2.5).
Bei S2R war außerdem zu beobachten, dass die Kraftrichtung sich von superior
nach inferior ändert, sobald die Horizontale überschritten wird. Dies wird in der
Literatur mit dem Beispiel des invertierten Pendels beschrieben [88]. Für den
Anstieg der resultierenden Kraft über 90° könnten antagonistische
Muskelaktivitäten verantwortlich sein, um die Schulter in dieser Position zu
stabilisieren.
Die gemessenen Biegemomente MX und MY deuteten bei beiden Patienten auf
eine Verschiebung des Kraftangriffspunktes nach superior und posterior hin. Dies
korrespondiert sehr gut mit Untersuchungen von Terrier et al. [89], aber unter der
Einschränkung, dass die gemessenen Momente neben einem exzentrischen
Kraftangriffspunkt auch aufgrund von Reibung im Gelenk zustande kommen
können. Die besonders großen gemessenen Werte bei S3L deuten darauf, dass
Reibung allein kaum die Ursache der Momente sein kann. Bei diesen Werten
müsste man ansonsten von Reibungskoeffizienten von 0,4 ausgehen. Eine
weitere Erklärung für die Momente könnte ein zusätzlicher Kraftangriffspunkt z.B.
am Acromion oder am processus coracoideus sein.
Ausblick
Dissertation Peter Westerhoff 117
Abbildung 5.1-1 Glenoidbelastung Abduktion S2R
Kräfte (oben) und Momente (unten) von Patient S2R bei Abduktion ohne Gewicht (links), mit 2,4 kg in
der Hand (mitte) und gegen Widerstand (rechts)
Ausblick
Dissertation Peter Westerhoff 118
5.1.2 Elevation
5.1.2.1 Elevation ohne Gewicht
Die Elevation ohne externes Gewicht führte zu resultierenden Kräften von im
Durchschnitt 87% BW (S2R) bzw. 110% BW (S3L), ähnliche Werte wie bei den
Messungen ohne Bewegungsanalyse (Abbildung 5.1-3, und Abbildung 5.1-4, links
oben). Dabei erreichten die Patienten maximale Elevationswinkel von ca. 165°
(S2R) und 130°(S3L). Vor Erreichen der Horizontalen zeigte die Kraftrichtung in
superiorer Richtung (+FY), die sich allerdings ab einem Elevationswinkel von ca.
90° in inferiore Richtung umkehrte (-FY). Die Biegemomente MX und MY waren bei
beiden Patienten negativ bei der Aufwärtsbewegung, bei der Abwärtsbewegung
jedoch wechselten sie das das Vorzeichen (S2R) bzw. gingen fast auf Null zurück
(S3L) (Abbildung 5.1-3, und Abbildung 5.1-4, links unten).
Abbildung 5.1-2 Glenoidbelastung Abduktion S3L
Kräfte (oben) und Momente (unten) von Patient S3L bei Abduktion ohne Gewicht (links), mit 2,4 kg in de
r
Hand (mitte) und gegen Widerstand (rechts)
Ausblick
Dissertation Peter Westerhoff 119
5.1.2.2 Elevation mit 2,4 kg
Durch das zusätzliche Gewicht stieg die Gelenkbelastung bei beiden Patienten auf
Werte von 138% BW bzw. 147% BW an mit Elevationswinkeln von 155°(S2R)
bzw. 70° (S3L). S2R wies bei dieser maximalen Elevation allerdings nicht die
höchsten Kräfte auf. Vielmehr zeigte sich bei ihm eine zweigipflige Kraft-Zeit-
Kurve mit den beiden Maxima vor bzw. nach Erreichen der größten Elevation.
Ähnliche Kurvenverläufe wurden auch bei der schnellen Elevation im Rahmen der
Standradbewegungen in Kapitel 3.2.1.4 beobachtet. Bei S2R war wie bei der
Abduktion und der Elevation ohne Gewicht die Kraftrichtung vor Erreichen von 90°
bei S2R eher in superiorer Richtung (+FY) und bei höheren Winkeln in inferiorer
Richtung (-FY). Der Verlauf der Momente war bei beiden Patienten ähnlich dem
bei der Elevation ohne Gewicht also mit negativen MX und MY bei der
Aufwärtsbewegung. Bei beiden Patienten stieg allerdings die Amplitude der
Momente durch das zusätzliche Gewicht an.
5.1.2.3 Elevation gegen statischen Widerstand
Gegen einen statischen Widerstand erreichten S2R und S3L 96 bzw. 76%. Die
Kraftrichtung lag bei beiden Patienten in Richtung superior (+FY), allerdings
zeigten beide Biegemomente (MX und MY) völlig konträre Werte im Vergleich der
Patienten. S2R hatte sowohl bei MX als auch bei MY positive Werte, die auf eine
Verlagerung des Kraftangriffspunktes in Richtung anterior und inferior hindeuten,
während S3L in beiden Momenten MX und MY negative Werte aufwies, hindeutend
auf eine Verschiebung des Kraftangriffspunktes nach posterior und superior.
5.1.2.4 Diskussion
Erwartungsgemäß lagen die maximalen Kräfte mit Bewegungsanalyse auf
demselben Niveau wie bei den normalen Standardbewegungen (Kapitel 3.2).
Daraus lässt sich schließen, dass die Patienten durch die Messsensoren für das
EMG und die Marker-Cluster nicht zusätzlich belastet wurden. Wie bei der
Abduktion zeigte der resultierende Kraftvekto auch bei der Elevation über 90°
leicht nach inferior, erkennbar an negativen FY-Werten. Und auch die
Biegemomente MX und MY waren negativ. Interpretiert man diese beiden Momente
als Indikator für eine Verschiebung des Kraftangriffspunktes ergibt sich daraus wie
Ausblick
Dissertation Peter Westerhoff 120
auch bei der Abduktion eine Verschiebung des Kraftangriffspunktes nach superior-
posterior. Möglich wäre aber auch hier ein zusätzlicher Kontaktpunkt als Ursache
für die gemessenen Biegemomente.
Bei S2R gab es einen zusätzlichen Effekt bei der Elevation mit Gewicht zu
beobachten. Die resultierende Kraft sank beim Erreichen des maximalen
Elevationswinkels leicht ab. Zudem sanken die Momente an diesem Zeitpunkt fast
komplett auf Null. Erklärungen für dieses Verhalten bleiben relativ spekulativ, man
könnte aber annehmen, dass das Gelenk in der höchsten Position sehr gut
zentriert wird, und die Momente daher besonders klein sind. Auf der anderen
könnte auch eine kurzzeitige Ruheposition am höchsten Punkt verantwortlich sein,
da in diesem Moment keine reibungsbedingten Momente entstehen. Dieses
Phänomen soll durch synchrone Fluoroskopie und in vivo Messungen näher
untersucht werden. Gegen statischen Widerstand zeigten beide Patienten eine
Kraftrichtung nach superior, allerdings absolut unterschiedliche Momente. Da in
diesem Fall kaum Bewegung stattfindet, könnte man dies so deuten, dass jeder
Patient beim drücken gegen den statischen Widerstand einen individuellen
Kraftangriffspunkt auf dm Glenoid aufweist. Dieser wäre vom Glenoidzentrum aus
gesehen bei S2R in Richtung anterior/inferior verschoben und bei S3L in Richtung
posterior/superior.
Abbildung 5.1-3 Glenoidbelastung Elevation S2R
Kräfte (oben) und Momente (unten) von Patient S2R bei Elevation ohne Gewicht (links), mit 2 kg
in der Hand (mitte) und gegen Widerstand (rechts)
Ausblick
Dissertation Peter Westerhoff 121
5.1.3 Externe Rotation
5.1.3.1 Externe Rotation ohne Gewicht
Die externe Rotation mit 90° angewinkeltem Unterarm ohne zusätzliche Last
führte zu resultierenden Kräften von 73% BW (S2R) und 48% BW (S3L). Die
Kraftrichtung war bei den beiden Patienten sehr unterschiedlich. Während die
Resultierende bei S2R eher in superiorer Richtung zeigte, war sie bei S3L eher
inferior ausgerichtet (Abbildung 5.1-5 und Abbildung 5.1-6, links oben). Die beiden
Biegemomente hingegen waren bei beiden Patienten einheitlich negativ für MY
und positiv für MX (Abbildung 5.1-5 und Abbildung 5.1-6, links unten). Außerdem
war zu beobachten, dass S3L schon in der Ausgangsstellung mit angewinkeltem
Arm eine konstante Kraft in FZ Richtung zeigte, während S2R nur sehr geringe
Kräfte in der Ausgangsstellung aufwies.
Abbildung 5.1-4 Glenoidbelastung Elevation S3L
Kräfte (oben) und Momente (unten) von Patient S3L bei Elevation ohne Gewicht (links), mit 2 kg
in der Hand (mitte) und gegen Widerstand (rechts)
Ausblick
Dissertation Peter Westerhoff 122
5.1.3.2 Externe Rotation mit 2,4 kg
Durch das zusätzliche Gewicht stieg die resultierende Kraft nur unwesentlich auf
80,6%BW bei S2R bzw. 59,3%BW bei S3L an. Bei S2R änderte sich die
Kraftrichtung nicht gegenüber der gleichen Übung ohne externes Gewicht
(Abbildung 5.1-5, mitte oben). Bei S3L hingegen war mit Gewicht eine
resultierende Kraft fast genau senkrecht zum Glenoid zu beobachten, ohne die
Tendenz in Richtung inferior wie bei der Übung ohne Gewicht (Abbildung 5.1-6,
mitte oben). Bei S3L war auch bei dieser Übung die resultierende Kraft in der
Ausgangsstellung ähnlich der in Außenrotationsstellung, während S2R einen
klaren Kraftanstieg in maximaler Außenrotationsstellung zeigte. Bei den
Momenten gab es keine große Veränderung im Vergleich zur Übung ohne
Gewicht
5.1.3.3 Externe Rotation gegen statischen Widerstand
Gegen statischen Widerstand stieg die Kraft auf 131% BW (S2R) bzw. 111% BW
(S3L). Die Kraftrichtung in der Frontalebene lag bei beiden Patienten in Richtung
superior (+FY) (Abbildung 5.1-5, rechts oben und Abbildung 5.1-6, rechts oben).
Beide Patienten hatten ein positives MX und initial einen negativen Peak in MY.
Nach diesem Peak änderte sich das Vorzeichen bei S2R, bei S3L ging MY auf fast
Null zurück. Das Moment MZ um die medial laterale Achse hatte jeweils
unterschiedliche Vorzeichen beim Vergleich der beiden Patienten
5.1.3.4 Diskussion
Die externe Rotation führte zu geringeren resultierenden Kräfte im Vergleich zur
Elevation und Abduktion eher gering. Dies ist durch den geringeren Hebelarm zum
Schultergelenk zu begründen. Bei der Außenrotation von S3L mit 2,4 kg ließ sich
zudem zwischen Ausgangslage und maximaler Außenrotation kaum ein Anstieg
der Kraft feststellen. Eine Erklärung dafür könnte darin liegen, dass sich einerseits
der Hebelarm des externen Gewichtes bezogen auf das Schultergelenk während
der Bewegung kaum ändert. Andererseits fiel es dieser Patientin auch bei anderen
Übungen schwer,, die Schulter komplett zu entspannen. Diese Beobachtung
Ausblick
Dissertation Peter Westerhoff 123
wurde auch durch die behandelnden Physiotherapeuten bestätigt. Dadurch könnte
die hohe Gelenkkraft schon in der Ausgangsstellung durch einen erhöhten
Muskeltonus begründet sein.
Beide Patienten hatten sowohl bei der externen Rotation mit, als auch ohne
Gewicht positive Werte von MX und negative Werte von MY. Dies würde auf eine
Verschiebung des Kraftangriffspunktes nach posterior und inferior hindeuten,
welches mit MRT-Untersuchungen von Saleem et al. [80] übereinstimmt. Diese
Verschiebung verbindet Saleem mit einer erhöhten Zugspannung auf die
Bizepssehne, die bei vielen Operationen aufgetrennt und dann wieder re-fixiert
wird. Daher erscheint das Verbot der Außenrotation kurze Zeit postoperativ
durchaus sinnvoll, und lässt sich durch unsere Messungen bestätigen.
Die höchsten Kräfte wurden bei der isometrischen Muskelanspannung gegen
statischen Widerstand erreicht. Die Kraftrichtung zeigte dabei bei beiden Patienten
nach superior und posterior Richtung, was zu einer hohen Belastung des
subacromialen Raumes und damit der bursa subacromialis führen kann.
Die ersten Ergebnisse der Umrechnung auf das Glenoid lassen vermuten, dass
die Bezeichnung „auf das Glenoid“ per se nicht richtig ist. Mechanisch korrekt geht
es um die Umrechnung auf die andere Gelenkseite, die neben dem Glenoid auch
aus dem Labrum, den umgebenden Weichteilgeweben, den Muskeln und Sehnen,
sowie dem processum coracoideum und dem Acromion mit darunter liegender
bursa subacromialis besteht. Vor allem für die gemessenen Momente und
Scherkräfte ist davon auszugehen, dass diese Strukturen zumindest einen Teil der
Last übertragen. Ansonsten müsste man von unrealistisch hohen
Reibungskoeffizienten zwischen Humerus und Glenoid ausgehen.
Ausblick
Dissertation Peter Westerhoff 124
Abbildung 5.1-5 Glenoidbelastung Externe Rotation S2R
Kräfte (oben) und Momente (unten) von Patient S2R bei externer Rotation ohne Gewich
t
(links), mit 2 kg in der Hand (mitte) und gegen Widerstand (rechts)
Ausblick
Dissertation Peter Westerhoff 125
Abbildung 5.1-6 Glenoidbelastung Externe Rotation S3L
Kräfte (oben) und Momente (unten) von Patient S3L bei externer Rotation ohne Gewicht (links), mit 2
kg in der Hand (Mitte) und gegen Widerstand (rechts)
Resümee
Dissertation Peter Westerhoff 126
6
Resümee
Resümee
Dissertation Peter Westerhoff 127
6.1 Messmethode
Die Messungen mit instrumentierten Schulterprothesen weisen prinzipiell
dieselben Vor- und Nachteile auf, wie vergleichbare Studien zur Hüft-, Knie- und
Wirbelsäulenbelastung [1][2][90]. Der hohen Messgenauigkeit auf der einen Seite
stehen die geringe Patientenzahl und die damit verbundene eingeschränkte
statistische Aussagekraft gegenüber. Trotz dieser Einschränkungen stellen in vivo
Messungen mit instrumentierten Implantaten die zurzeit beste Möglichkeit dar, die
Gelenkbelastungen mit einer Messgenauigkeit von maximal 2% zu quantifizieren.
Trotz der rasanten Entwicklung und der damit einhergehenden sinkenden Preise
der Sensorik und Elektronik erscheint es auch in naher Zukunft unwahrscheinlich,
dass eine Belastungsmessung mit 6 Lastkomponenten im Implantat Eingang in
den klinischen Alltag findet. Somit kann zwar aus den Ergebnissen keine
allgemein gültige Aussage auf eine Gesamtpopulation aller Prothesen getroffen
werden und noch weniger kann eins zu eins auf die Verhältnisse im gesunden
Gelenk geschlossen werden. Dennoch werden die Messdaten bereits verwendet,
um Modelle zu validieren und Implantatprüfungen zu optimieren
6.2 Glenohumerale Kontaktkräfte
Die gemessenen Kontaktkräfte im Glenohumeralgelenk stimmten
größenordnungsmäßig mit vorherigen Modellberechnungen am ehesten bei
isolierten Bewegungen in einer Ebene überein, auch wenn es innerhalb des
Patientenkollektives große Streuungen gab. Bei Alltagsbewegungen oder anderen
komplexeren Aktivitäten zeigten sich allerdings bei weitem größere Abweichungen
zu den theoretischen Ergebnissen. Beispielhaft seien hier nur die Berechnungen
von Anglin et al. [46] mit 170%BW beim Gebrauch einer Gehstütze im Vergleich
zu Berechnungen von Haubert et al. [7] mit nur ca. 6%BW beim Gebrauch von
Gehstützen oder Rollatoren zu nennen. Für die Verbesserung solcher
Modellberechnungen können die Ergebnisse der in vivo Belastung wertvolle
Beiträge leisten. Erste Anwendungen zur Validation von Computermodellen gibt
es bereits [91][92]. Außerdem können die Daten für die Dauertestung von
Implantaten oder Fixierungsmethoden bei Humerusfrakturen genutzt werden.
Resümee
Dissertation Peter Westerhoff 128
Auch hier gibt es erste Kooperationen mit Herstellern von Implantaten und
Prüfeinrichtungen zur Standardisierung der Prüfung von Humeruskomponenten.
Als Quelle für diese Anwendungen steht die öffentlich zugängliche Datenbank
www.orthoload.de zur Verfügung, die weiter ausgebaut wird und künftig neben
den Belastungswerten auch Bewegungsdaten enthalten wird..
6.3 Torsions- und Biegemomente
Momente als Teil der Schulterbelastung wurden bislang weitestgehend
unberücksichtigt, da das Schultergelenk in Computermodellen meist als
reibungsfreies Kugelgelenk implementiert wurde, das keine Momente übertragen
kann. Die vorliegenden Messungen zeigen aber, dass zumindest im prothetisch
versorgten Gelenk Momente von nicht zu vernachlässigender Größe wirken. Die
sehr großen Unterschiede zwischen den Patienten, mit besonders großen Werten
z.B. bei Patientin S3L, deuten darauf hin, dass nicht allein Reibung für diese
Ergebnisse verantwortlich sein kann. Andernfalls müssten unrealistische Werte
der Reibkoeffizienten angenommen werden. Weitere Einflussfaktoren könnte eine
exzentrische Krafteinleitung oder ein zusätzlicher Kraftübertragungspunkt sein.
Dies soll zukünftig mit gleichzeitigen in vivo Belastungsmessungen und
flouroskopischen Untersuchungen überprüft werden.
6.4 Glenoidbelastungen
Die Umrechnung der hier nur in Ansätzen präsentierten Messungen auf das
Glenoid wird langfristig vielleicht den größten Einfluss auf die Entwicklung der
Schulterprothetik der Schulter haben. Nach wie vor ist die Glenoidkomponente der
problematische Teil der prothetischen Schulterversorgung. Insbesondere die
Kraftrichtung und die wirkenden Biegemomente können zur Optimierung der
Verankerung in der Scapula dienen. Zu diesem Aspekt sind Messungen
durchgeführt und werden zu weiteren Publikationen innerhalb dieses Projektes
führen.
Literatur
Dissertation Peter Westerhoff 129
7
Literatur
Literatur
Dissertation Peter Westerhoff 130
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