Hegewald, Günther: Ganganalytische Bestimmung und Bewertung der Druckverteilung unterm Fuß und von Gelenkwinkelverläufen - eine Methode für Diagnose und Therapie im medizinischen Alltag und für die Qualitätssicherung in der rehabilitationstechnischen Versorgung

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Kapitel 8. Anwendung der Ganganalyse

8.1. Analyse einer gangunauffälligen Vergleichsgruppe

Ein Hauptziel der Untersuchungen bestand im Aufbau einer Datenbank zur Charakterisierung des unauffälligen Ganges. Hierzu mußte in einem ersten Schritt der Einfluß der Geschwindigkeit auf die Gangparameter untersucht werden. Wie am Beispiel des Druckverlaufes unterm Fuß beim Gehen nachgewiesen wurde (vergl. Abschnitt 6.3.1 ), ist die Ganggeschwindigkeit eine wesentliche Einflußgröße und muß daher beim Aufbau einer Datenbank berücksichtigt werden.

Aus der Literatur ist bekannt, daß sich einige Gangparameter für männliche und weibliche Personen unterscheiden / [8-1] , [8-2] /. Bei vorangegangene Untersuchungen zur Schrittlänge, zur relativen Schrittlänge, zur Kadenz und zum Schrittverhältnis konnte dies bestätigt werden / [6-10] /. Es wurde geprüft, ob es bei weiteren Gangparametern Geschlechtsunterschiede gibt, die gegebenenfalls berücksichtigt werden müssen.

Sowohl der Gang des Kindes / [8-3] / als auch der Altersgang / [5-2] / unterscheiden sich zum Teil erheblich vom Gang im mittleren Lebensalter. Im Rahmen dieser Arbeit standen nur Versuchspersonen im Alter zwischen 15 und 60 Jahren zur Verfügung. Es waren also innerhalb des Vergleichskollektivs keine großen altersbedingten Unterschiede zu erwarten. Dennoch sind bei den Allgemeinen Gangparametern einige signifikante Abhängigkeiten festgestellt worden (vergl. Abschnitt 8.1.4 ). Die Untersuchung des Ganges von Kindern und des Altersganges soll in späteren Arbeiten nachgeholt werden.

Nicht zuletzt ist für den Aufbau einer Datenbank die Kenntnis über die Art der Häufigkeitsverteilungen der Gangparameter wichtig. Eine Normalverteilung würde die Aufgabe erleichtern. Diese ist jedoch nur für einige Gangparameter gegeben / [6-10] /.

Die Messungen erfolgten auf dem Laufband. Dadurch war es möglich, die Versuchspersonen bei den verschiedensten Geschwindigkeiten, von „sehr langsam“ bis „sehr schnell“ gehen zu lassen. Die Probanden hatten die Gelegenheit, sich vor der Messung auf dem Laufband einzulaufen. Bei den Messungen behielten sie im allgemeinen ihr gewohntes Schuhwerk an. Dieses war naturgemäß sehr unterschiedlich. Schuhe mit extremen Absätzen oder nach hinten offene Sandalen wurden ausgeschlossen. Die Meßdauer betrug 20 Sekunden, so daß auch bei geringen Laufbandgeschwindigkeiten mindestens 10 Doppelschritte zur Auswertung zur Verfügung standen.

Das mittlere Alter der Probanden lag bei 32 ± 12 Jahre. Die Probanden hatten nach eigener Aussage keine Auffälligkeiten am Bewegungsapparat und fühlten sich gesund. Die Tabelle 7 enthält eine Zusammenfassung der Daten der gangunauffälligen Vergleichsgruppe. Die Tabelle bezieht sich auf Messungen mit Druckmeßsohlen. Bis auf die Geschwindigkeitsgruppe 5 weiblich („sehr schnell“) standen in jeder Gruppe ausreichend Messungen für statistische Untersuchungen zur Verfügung.

Leider erwiesen sich die Goniometer während der Messungen als sehr störanfällig. Viele Meßwerte mußten aufgrund von Ausfällen der Goniometer während der Messung verworfen werden. Dies ist einer der Gründe, weshalb wesentlich weniger Winkelmessungen als Messungen mit Druckmeßsohlen zur Verfügung standen. Die Tabelle 8 enthält die Anzahl der Messungen und der Probanden für die Gelenkwinkeluntersuchungen.


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Tabelle 7: Statistische Angaben zu den Messungen an einer gangunauffälligen Patientengruppe

Tabelle 8: Statistische Angaben zu den Messungen der Gelenkwinkelverläufe

8.1.1. Die Häufigkeitsverteilungen der Gangparameter

Bei vorangegangenen Untersuchungen konnte für die Allgemeinen Parameter eine Normalverteilung festgestellt werden / [6-10] /. Mittelwerte und Standardabweichungen sind daher die geeigneten Lage- und Streuparameter zur Charakterisierung der Häufigkeitsverteilung.

Alle Belastungsparameter sind nicht normalverteilt. Die Belastungsintegrale zeigen eine rechtsschiefe Verteilung / [6-10] /. Dies ist damit erklärbar, daß diese Gangparameter bei Null eine natürliche Grenze besitzen und nach oben theoretisch unbegrenzt sind. Das gleiche gilt für den maximalen Druckwert eines mittleren Schrittes.

Prinzipiell ist es möglich, eine schiefe Verteilung mittels Potenztransformation in eine Normalverteilung zu transformieren. Als Maßstab für den Erfolg der Transformation dient dabei die Schiefe der Verteilung. Je kleiner die Schiefe um so besser ist die Transformation. Voruntersuchungen haben jedoch ergeben, daß die Transformation nicht für alle schiefverteilten Gangparameter anwendbar war. Es wurde daher auf eine Transformation verzichtet und für die Bewertung der Streuung schiefer Verteilungen das 0,17-Perzentil und das 0,83-Perzentil gewählt. Zwischen beiden Perzentilen befinden sich 66 % aller Meßwerte. Bei normalverteilten Parametern würde dies etwa den Meßwerten entsprechen, deren Abweichung vom Mittelwert kleiner als die Standardabweichung ist. Die Verwendung des Mittelwertes als Lageparameter kann bei schiefen Verteilung zu Problemen führen, da Ausreißer den Mittelwert stark beeinflussen. Im Extremfall kann der Mittelwert außerhalb der beiden Quartile liegen. Es wird daher der Median (0,5-Quantil) als Lageparameter genutzt. Die zeitliche Lage des Druckmaximums im mittleren Schritt ist naturgemäß nicht normalverteilt, da dieser Parameter die Zugehörigkeit zum jeweiligen Typ des Druckverlaufes definiert (vergl. Abschnitt 6.3.5.3 ) und demzufolge eine mehrgipflige Verteilung besitzt.


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Die Abrollparameter weisen ebenfalls keine Normalverteilung auf. Sie lassen sich wie die Belastungsintegrale behandeln. Sie haben eine schiefe Verteilung. Analog zu den Belastungsintegralen wird der Median als Lageparameter gewählt. Als Streuparameter dienen das 0,17-Perzentil und das 0,83-Perzentil.

Normalverteilungstests zu den Parameter der Gelenkwinkelverläufe ergaben für die Extrema eine Normalverteilung. Für diese werden Mittelwerte und Standardabweichungen als Lage- und Streuparameter verwendet. Die zeitliche Lagen der Extrema der Knie- und Hüftwinkelverläufe haben z.T. eine zweigipflige Verteilung. Mittelwert und Standardabweichung sind daher nicht hinreichend geeignete Größen zur Beschreibung der Verteilungen. Es werden der Median, das 0,17-Perzentil und das 0,83-Perzentil genutzt.

8.1.2. Meßergebnisse, Meßfehler und Geschwindigkeitsabhängigkeit

Die nachfolgenden Fehlerbetrachtungen beziehen sich auf die Meßergebnisse einer Einzelmessungen. Bei der Beurteilung von Lageparametern, z.B. von Mittelwerten, kann im allgemeinen von einem wesentlich geringeren Fehler ausgegangen werden, da zufällige Meßfehler bei der Bestimmung des Lageparameters in Abhängigkeit von der Zahl der Messungen mehr oder weniger deutlich minimiert werden. Die Interpretation von Ergebnissen anhand von Lageparametern ist daher auch dann sinnvoll, wenn sich z.B. die Unterschiede der Gangparameter zwischen verschiedenen Gruppen innerhalb der Meßgenauigkeit befinden.

Unabhängig von der Meßgenauigkeit des Systems kommt es bei der Ganganalyse zu zum Teil erheblichen intraindividuellen Schwankungen. Beim gleichen Probanden können bei ähnlichen äußeren Meßbedingungen verschiedene Meßergebnisse erzielt werden. Diese Schwankungen sind häufig größer als die Genauigkeit des Meßsystems.

8.1.2.1. Die Allgemeinen Gangparameter

Im Anhang 5 sind die Mittelwerte, die Standardabweichungen und die Variationskoeffizienten der Allgemeinen Gangparameter für die verschiedenen Geschwindigkeitsgruppen zusammengefaßt. Die Tabelle 23 enthält die Werte sowohl für beide Geschlechter gemeinsam als auch für männlich und weiblich getrennt.

Grundlage für die Bestimmung der Standphasendauer StP und des Zweibeinstandes war der mittlere Schritt. Für einen kompletten mittleren Gangzyklus sind 200 Werte pro Kanal berechnet worden. Die zeitliche Auflösung ergibt sich daraus zu ± 0,5 % Doppelschrittdauer (% DSD). Bei einer Standphasendauer von 60 % DSD entspricht dies einem relativen Fehler von ± 0,83 %. Bei Untersuchungen zur Reproduzierbarkeit (vergl. Abschnitt 9.3 ) ergaben sich für den Variationskoeffizienten von zehn direkt aufeinanderfolgenden Messungen der gleichen Person bei gleichen Meßbedingungen Werte von 1 % und geringer

Der Zweibeinstand besteht aus zwei Phasen. Die begrenzte zeitliche Auflösung wirkt sich also zweifach aus. Wir erhalten beispielsweise bei einem Zweibeinstand von 20 % DSD einen relativen Fehler von ± 5 %. Die Standardabweichungen für den Zweibeinstand lagen im Reproduzierbarkeitstest unterhalb von 1% DSD, was dafür spricht, daß die begrenzte zeitliche Auflösung die wesentliche Fehlerquelle ist.

Der Meßfehler der Geschwindigkeit und der Schrittlänge wird im wesentlichen durch die Laufstabilität des Laufbandes bestimmt. Das von uns verwendete Laufband gewährleistet eine Genauigkeit von ± 0,1 km/h. Ein Doppelschritt wird bei mittlerer Geschwindigkeit in ca. 1 s zurückgelegt. Der Meßfehler für die in dieser Zeit absolvierten Strecke beträgt dann weniger als ± 3 cm, was einer Genauigkeit für die Schrittlänge von ± 2% entspricht.

Bei dem von uns gewählten Algorithmus der Erkennung der Einzelschritte hängt der Meßfehler der Schrittfrequenz nur von der Genauigkeit der Meßdauer ab. Man kann also von einem Fehler kleiner als 1 % ausgehen.


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Um die Zweckmäßigkeit der Einführung der relativen Schrittlänge zu prüfen, wurde der statistische Zusammenhang zwischen Körpergröße L0 und Schrittlänge L untersucht. Erwartungsgemäß gibt es eine starke Korrelation zwischen den Parametern Körpergröße L0 und Schrittlänge L. Nur für die Geschwindigkeitsgruppe 1 ist kein signifikanter Zusammenhang festzustellen. Offensichtlich überwiegen bei dieser sehr langsamen und ungewohnten Geschwindigkeit die individuellen Anpassungsprobleme.

Um den Einfluß der Ganggeschwindigkeit und des Geschlechts auf die Allgemeinen Parameter zu minimieren bzw. völlig zu eliminieren, wurde 92 Messungen von männlichen Versuchspersonen im Bereich der relativen Geschwindigkeit vrel zwischen 0,7 pro Sekunde und 0,8 pro Sekunde separat untersucht. Das gewählte Geschwindigkeitsintervall liegt im Bereich der komfortablen Geschwindigkeit. Die Tabelle 24 enthält die Mittelwerte, Standardabweichungen und die Variationskoeffizienten der Allgemeinen Parameter für diesen Geschwindigkeitsbereich. Zusätzlich wurden für einige personenbezogenen Parameter die Extremwerte mit angegeben.

Die 92 Messungen variieren noch geringfügig bezüglich der relativen Geschwindigkeit vrel. Der Variationskoeffizient für vrel beträgt 3,9 %. Diese Streuung beeinflußt selbstverständlich auch die Variationskoeffizienten der geschwindigkeitsabhängigen Allgemeinen Gangparameter. Dies kann jedoch nicht die große Streuung der Schrittlänge von 8,6 % erklären. Nach Normierung auf die Körpergröße erhalten wir für den Variationskoeffizienten der relativen Schrittlänge einen etwas geringeren Wert von 6,4 %. Dieser Wert liegt im Bereich der Streuung der Schrittfrequenz. Der Grund für die große Streuung von Schrittlänge und Schrittfrequenz liegt offensichtlich in der aus dem Alltag bekannten Tatsache, daß man sowohl mit schnellen kurzen Schritten als auch mit langsamen langen Schritten die gleiche Geschwindigkeit erreichen kann (vergl. Abb. 58 ).

Abb. 58: Die Schrittfrequenz als Funktion der relativen Schrittlänge, N=92, männlich, relative Geschwindigkeit vrel: 0,7 pro s bis 0,8 pro s

Die Wahl von Schrittlänge und Schrittfrequenz ist eine der individuellen Gangeigenschaften des Menschen und variiert daher relativ stark.

Vorhergehende Untersuchungen / [6-10] / und auch andere Literaturhinweise / [3-4] , [3-11] , [4-27] / zu den Gangparametern Schrittlänge L, Kadenz f0 , Zweibeinstand ZBS, Standphasendauer StPL und StPR und dem Schrittverhältnis SV belegen eine starke Korrelation mit der Ganggeschwindigkeit vrel. Statistische Tests mittels Spearmanschen Rangkorrelationskoeffizienten anhand eigener Meßdaten bestätigen diesen Sachverhalt. Nur die Symmetrie der Standphasendauer StPS ist nicht geschwindigkeitsabhängig.

Bei Annahme eines konstanten Schrittverhältnisses SV erhält man eine - Abhängigkeit (vergl. Abschnitt 6.3.2 ) für die Schrittfrequenz f0 und die Doppelschrittlänge L. In Abb. 59 ist die von uns gemessene Geschwindigkeitsabhängigkeit der Schrittfrequenz grafisch dargestellt. Es ergibt sich ein geringfügiger Unterschied zwischen Trendlinie (schwarz) und einer - Abhängigkeit (blau).


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Abb. 59: Die Abhängigkeit der Schrittfrequenz f0 von der relativen Geschwindigkeit vrel

Die Abb. 60 enthält die grafische Darstellung der Geschwindigkeitsabhängigkeit der relativen Doppelschrittlänge Lrel. Wir bekommen ebenfalls eine geringe Abweichung der Trendlinie vom -Verlauf.

Betrachtet man nun die Geschwindigkeitsabhängigkeit des Schrittverhältnisses ( Abb. 61 ), dann sieht man, daß die Annahme eines konstanten Schrittverhältnis (siehe Abschnitt 6.3.2 , Seite 48) nicht exakt ist. Neben einer großen Streuung ist ein leichter Anstieg von SV mit steigender relativer Geschwindigkeit vrel festzustellen. Dieser Einfluß der Geschwindigkeit auf das Schrittverhältnis erklärt die geringen Abweichungen der Trendlinien von der - Abhängigkeit in den Abb. 61 und Abb. 60 .

Abb. 55: Die Abhängigkeit der relativen Schrittlänge Lrel von der relativen Geschwindigkeit vrel

Abb. 61: Die Abhängigkeit des Schrittverhältnisses SV von der relativen Geschwindigkeit vrel


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In Abb. 63 ist die Standphasendauer in Abhängigkeit von der relativen Geschwindigkeit grafisch dargestellt. In diese Grafik sind zusätzlich zu den Werten für das Gehen, die Meßergebnisse für das Laufen aufgenommen worden. Aus der Darstellung wird ersichtlich, daß das Gehen und das Laufen zwei sich klar unterscheidende Bewegungsvorgänge sind. Beim Übergang vom Gehen zum Laufen erfolgt ein Sprung bzgl. der Standphasendauer. Beim Laufen ist die Dauer der Standphase deutlich kleiner als 50%. Standphasendauer und relative Geschwindigkeit sind negativ zueinander korreliert.

Die Erhöhung der relativen Geschwindigkeit hat beim Zweibeinstand - analog zur Standphasendauer - eine Verringerung zur Folge (siehe Abb. 64 ).

Abb. 63: Die Standphasendauer StP als Funktion der relativen Geschwindigkeit vrel , sowohl für das Gehen als auch für das Laufen

Abb. 64: Die Abhängigkeit des Zweibeinstandes ZBS von der relativen Geschwindigkeit vrel

Der Variationskoeffizient der Doppelschrittdauer der Einzelschritte f0rel ist ebenfalls geschwindigkeitsabhängig, jedoch deutlich geringer als die vorangegangenen Parameter. Trägt man die Mittelwerte des Variationskoeffizienten für die fünf Geschwindigkeitsgruppen über die mittleren Geschwindigkeiten auf, dann ist der Einfluß der Geschwindigkeit zu erkennen ( Abb. 65 ).

Das Resultat ist in guter Übereinstimmung mit den Ergebnissen von Yamasaki / [8-1] /. Er untersuchte die Schrittlänge und deren Standardabweichung für verschiedene Geschwindigkeiten. Hierzu wertete er im Geschwindigkeitsbereich zwischen 1 m/s und 2 m/s (dies entspricht ungefähr den Geschwindigkeitsklassen 3 und 4 in dieser Arbeit) 200 Schritte auf einem Laufband aus. Die Probanden in der Arbeit von Yamasaki waren 11 männliche und 10 weibliche Studenten im Alter zwischen 19 und 32 Jahren und hatten Erfahrung im Gehen auf dem Laufband. Die geringe Anzahl der Versuchspersonen beeinträchtigt leider die statistische Aussagefähigkeit der Untersuchung.

Die Probanden in der Arbeit von Yamasaki waren 11 männliche und 10 weibliche Studenten im Alter zwischen 19 und 32 Jahren und hatten Erfahrung im Gehen auf dem Laufband. Die geringe Anzahl der Versuchspersonen beeinträchtigt leider die statistische Aussagefähigkeit der Untersuchung.


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Abb. 65: Der Variationskoeffizient der Doppelschrittdauer der Einzelschritte f0rel als Funktion der relativen Geschwindigkeit vrel (Mittelwerte der fünf verschiedenen Geschwindigkeitsgruppen)

Bei den Messungen von Yamasaki / [8-1] / war der Gang im Bereich der komfortablen Geschwindigkeit vKomf am gleichmäßigsten. Die eigenen Untersuchungen im Rahmen dieser Arbeit können dies bestätigen. Das Minimum des Variationskoeffizienten liegt bei einer relativen Geschwindigkeit von ca. 0,8 1/s bis ca. 1,1 1/s.

Um den Einfluß der Geschwindigkeit auf die Gangparameter innerhalb einer Datenbank zu berücksichtigen, kann man auf verschiedene Weise vorgehen. Ist der Zusammenhang zwischen Geschwindigkeit und Gangparameter nur schwach, dann lassen sich für die Parameter in jeder Geschwindigkeitsgruppen Lage- und Streuungsmaße berechnen. Haben die Gangparameter eine Normalverteilung, dann sind Mittelwerte und Standardabweichung die geeigneten Maße. Innerhalb der Geschwindigkeitsgruppe werden die Parameter als konstant betrachtet.

Weisen die Gangparameter eine starke Geschwindigkeitsabhängigkeit auf, dann ist es möglich, eine Regressionstrendlinie zu ermitteln. Die Berechnung der Trendlinie erfolgt nach der Methode der kleinsten Fehlerquadrate. Bei einem potentiellen Zusammenhang zwischen relativer Geschwindigkeit und Gangparameter ist folgende Gleichung zu berechnen:

.

Das Bestimmtheitsmaß R2 gibt darüber Auskunft, wie gut die Trendlinie den tatsächlichen Verlauf widerspiegelt. Das Bestimmtheitsmaß R2 errechnet sich wie folgt / [7-4] /:

.

Dabei gilt:

Yi Tatsächliche Parameterwerte,

yi Werte der Trendlinie.

Das Bestimmtheitsmaß liegt zwischen Null (keine Übereinstimmung) und Eins (ideale Übereinstimmung). In Tabelle 38 sind die Werte der Trendlinien für die Allgemeinen Parameter aufgelistet. Die Berechnungen wurden mit Hilfe des Tabellenkalkulationsprogramms Excel durchgeführt. Es bestätigen sich die statistischen Tests mittels Spearmanschen Rangkorrelationskoeffizienten.


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Die Bestimmtheitsmaße der Trendlinien für das Schrittverhältnis SV und dem Variationskoeffizienten der Doppelschrittdauer der Einzelschritte f0rel deuten darauf hin, daß bei diesen Parametern nur eine schwache Geschwindigkeitsabhängigkeit vorliegt. Diese kann durch Mittelwertbildung innerhalb der Geschwindigkeitsgruppen berücksichtigt werden.

Für die Schrittlängen L und Lrel, der Schrittfrequenz f0, der Standphasendauer StPL und StPR und dem Zweibeinstand ZBS sind die Trendlinien eine sinnvolle Beschreibung des Einflusses der Geschwindigkeit.

Das während der Messungen getragene Schuhwerk beeinflußt auch die Allgemeinen Gangparameter. Eigene Untersuchungen ergaben deutliche Unterschiede zwischen schweren Winterschuhen, Turnschuhen und Neutralschuhen. Bei diesen Untersuchungen ging ein laufbanderfahrener Proband bei gleicher Geschwindigkeit und mit unterschiedlichen Schuhen. In Abb. 67 sind diese Unterschiede für einige Allgemeine Gangparameter graphisch dargestellt. Die Werte wurden auf den Neutralschuh (100 %) bezogen. Die Messungen erfolgten in Serien zu je 10 Messungen. Für jede Schuhart sind mindestens zwei Meßserien durchgeführt worden. Bei den Messungen mit Turnschuhen versuchte der Proband in einer Meßserie hart und in der anderen weich aufzutreten. Die Unterschiede zwischen den Schuharten sind erwartungsgemäß signifikant. Bei vergleichenden Ganguntersuchungen, z.B. im Verlaufe einer Therapie, sollte man daher darauf achten, daß immer die gleichen Schuhe genutzt werden.

Abb. 67: Der Einfluß des Schuhwerks auf die Allgemeinen Parameter

8.1.2.2. Die Belastungsparameter

Die Lage- und Streumaße der Belastungsparameter sind im Anhang 5 Tabelle 26 zusammengefaßt. Die Belastungsparameter streuten bei den Untersuchungen zur Reproduzierbarkeit am stärksten ( Tabelle 22 ). Innerhalb einer Meßserie liegt der Variationskoeffizient bei ca. 5 %. Die Varianz für alle Messungen liegt zwischen 10 % und 15 %. Diese relativ großen Werte haben ihre Ursache sowohl in Meßfehlern als auch in Gangvariationen der Versuchsperson. Es hat sich gezeigt, daß die Belastungsparameter am stärksten vom Anstieg der Temperatur der Meßsohle während eines Meßzyklusses beeinflußt werden ( Abb. 68 ). Es sollte darauf geachtet werden, daß nicht sofort nach dem Einlegen der Meßsohlen die Messung gestartet wird (vergl. Abschnitt 5.2.2 .) Mit Hilfe eines zusätzlichen Temperatursensors innerhalb der Meßsohle könnte dieser Meßfehler minimiert werden.

Unter Berücksichtigung der im Abschnitt 5.2.2 dargelegten Fehlerquellen und der Normierungsfehler läßt sich für die Belastungsintegrale und den Druckmaxima eine Meßgenauigkeit von ± 20 % abschätzen.

Auffällig ist die große Streuung der Parameter, die weit über die Streuung infolge Meßfehler hinausgeht. In Abb. 69 ist beispielhaft die Fersenbelastung als Funktion der relativen Geschwindigkeit dargestellt.


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Abb. 68: Das Gesamtintegral IG in Abhängigkeit von der zeitlichen Lage innerhalb einer Meßserie (A - am Anfang, M - in der Mitte, E - am Ende), Meßbeginn sofort nach Einlegen der Meßsohlen

Ein wichtiger Grund der Streuung der Belastungsparameter im Vergleich zu den anderen Gangparametern ist neben der relativ geringen Reproduzierbarkeit vermutlich das unterschiedliche Schuhwerk der Probanden. Werden Probanden mit Schuhen gleichen Typs vermessen, verringert sich der Variationskoeffizient um ca. ein Drittel / [6-10] /. Eigene Messungen an einer Einzelperson mit verschiedenen Schuhwerk bestätigen dessen starken Einfluß ( Abb. 70 ). Auch wenn versucht wird kräftig aufzutreten, sind die Werte mit Turnschuhen geringer als die Werte mit Neutralschuhen oder schweren Winterschuhen.

Abb. 69: Die Fersenbelastung IF als Funktion der relativen Geschwindigkeit vrel.

Abb. 70 : Der Einfluß des Schuhwerkes auf die Fersenbelastung IF

Interessant ist der Einfluß der Geschwindigkeit auf die zeitliche Lage des Druckmaximums im mittleren Schritt. Mit steigender Geschwindigkeit ist deutlich die Aufspaltung in zwei Gruppen zu erkennen ( Abb. 71 ).

Entsprechend der Klassifizierung in die verschiedenen Druckverläufe (siehe Tabelle 5 , S. 48) gibt es bei sehr geringen Geschwindigkeiten ein Druckmaximum, welches etwa in der Mitte der Standphase liegt. Mit steigender Geschwindigkeit bilden sich häufig zwei Maxima, wobei sich die Maxima an den Anfang und das Ende der Standphase verschieben. Manchmal, z.B. bei weichen Schuhen ist kein Auftrittsmaximum zu Beginn der Standphase festzustellen.


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Abb. 71: Die Lage des Druckmaximums als Funktion der relativen Geschwindigkeit

Die normierten Belastungsintegrale weisen ebenso wie der Maximaldruck eine Geschwindigkeitsabhängigkeit auf ( Abb. 72 bis Abb. 74 ). Statistische Tests mittels Spearmanschen Rangkorrelationskoeffizienten bestätigen dies. Die Abhängigkeiten sind jedoch unterschiedlich ausgeprägt und am stärksten beim Fersenintgral. Die Ursachen für die Unterschiede liegen daran, daß die Form des Druckverlaufes unterm Fuß stark von der Geschwindigkeit beeinflußt wird (vergl. 6.3.5.3 ).

Abb. 72: Das Belastungsintegral von Ferse und Vorfuß als Funktion der relativen Geschwindigkeit vrel

Abb. 66: Das relative Gesamtintegral als Funktion der relativen Geschwindigkeit


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Abb. 74: Das relative Druckmaximum als Funktion der relativen Geschwindigkeit

Mit steigender Ganggeschwindigkeit verlagert sich der Druck unterm Fuß an den Beginn und an das Ende der Standphase, daß heißt für den unauffälligen Gang auf die Ferse und den Vorfuß. Insbesondere die Ferse wird bei höheren Geschwindigkeiten immer stärker belastet. Der mittlere Teil der Standphase trägt immer weniger am Gesamtintegral bei. Für das Gesamtintegral bedeutet dies, daß der Geschwindigkeitseinfluß ab mittleren Geschwindigkeiten nur noch gering ist. Generell ist zu sagen, daß es nicht sinnvoll ist bei den Belastungsparametern die Geschwindigkeitsabhängigkeit mit Hilfe mit Trendlinien zu berücksichtigen. Aufgrund der hohen Streuung der Belastungsparameter ist das Bestimmtheitsmaß R2 klein. In der Datenbank wird der Einfluß der Geschwindigkeit durch den Median und den Quantilen innerhalb jeder Geschwindigkeitsgruppe berücksichtigt.

Die Symmetrie der Belastungsparameter wird durch Geschwindigkeit nicht beeinflußt.

8.1.2.3. Die Abrollparameter

In der Tabelle 27 im Anhang 5 sind die Ergebnisse für die Abrollparameter zusammengefaßt.

Die effektive Fußlänge Leff wird in Prozent der Sohlenlänge angegeben. Die diskrete Sohlenlänge (acht verschiedene Sohlengrößen) beeinflußt daher auch die Meßgenauigkeit. Die Länge von benachbarten Sohlengrößen unterscheidet sich um ca. 5 %. Bei Vorbereitung jeder Messung wurde darauf geachtet, daß der Proband die Meßsohlen mit der richtigen Sohlengröße erhält. In Grenzfällen ist auf die nächst kleinere Sohle zurückgegriffen worden.

Bei den Untersuchungen zur Reproduzierbarkeit ergab sich für die effektive Fußlänge Leff innerhalb einer Meßserie eine Standardabweichung von maximal 1,5 %. Für alle Messungen erhält man eine Standardabweichung von etwa 2,5 %. Die wesentliche Ursache der Streuung beim Test der Reproduzierbarkeit liegt vermutlich in der Gangvarianz der Versuchsperson, da hier die diskrete Sohlenlänge keine Auswirkungen hat.

Generell ist davon auszugehen, daß die diskrete Sohlenlänge die Genauigkeit bei der Bestimmung der effektiven Fußlänge am stärksten beeinflußt. Bei mehrmaligen Messungen der gleichen Versuchsperson ist also darauf zu achten, daß dieser immer mit der gleichen Sohlengröße vermessen wird.

Die diskrete Breite der Meßsohlen wirkt ebenfalls auf die Genauigkeit der Bestimmung der Ganglinien Gl. Hinzu kommt, daß die Schwankung des Druckschwerpunktes quer zur Gangrichtung ein stochastischer Prozeß ist (vergl. Abb. 46 ) und naturgemäß stärker streut. Der Variationskoeffizient innerhalb einer Meßserie der Reproduzierbarkeitsuntersuchungen liegt zwischen 4 % und 11 %, für alle Messungen bei etwa bei 9 %.

Die Parameter Zweifersenstand ZFS und Zweivorfußstand ZVS sind temporäre Parameter. Analog dem Zweibeinstand bestehen sie aus zwei Phasen. Die begrenzte zeitliche Auflösung wirkt wiederum zweifach und es kann von einem Meßfehler von ± 2 % DSD ausgegangen werden.


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Die Meßgenauigkeit der Überlappungsintegrale FVL und FVR wird sowohl von den Fehlern bei der Bestimmung der Druckintegrale IF und IV als auch von der begrenzten zeitlichen Auflösung des mittleren Schrittes beeinflußt. Die überlappende Fläche wird in Prozent der Fläche des Gesamtintegrals IG angegeben. Der Meßfehler infolge Temperaturänderungen während der Messungen und andere den Absolutwert der Belastungsintegrale verändernde Fehlerquellen werden durch diese Normierung minimiert. Der Meßfehler bei der Ermittlung der Überlappungsintegrale wird zu ± 10 % des Meßwertes abgeschätzt.

Es ist naheliegend, daß die Abrollparameter von der Art der Schuhe beeinflußt werden ( Abb. 68 ). Ein sehr harter Schuh (Neutralschuh) zum Beispiel führt zu einer längeren Ganglinie und damit zu einer größeren effektiven Fußlänge. Statistische Tests haben ergeben, daß die effektive Fußlänge, das Überlappungsintegral, der Zweifersenstand und der Zweivorfußstand geschwindigkeitsabhängig sind.

Bei sehr geringen Geschwindigkeiten wird der Fuß fast mit der kompletten Sohle aufgesetzt. Erst bei mittleren bis höheren Geschwindigkeiten, wird begonnen, nur mit der Ferse aufzutreten und den Fuß abzurollen. In den Abb. 69 bis Abb. 71 sind die Medianwerte der geschwindigkeitsabhängigen Abrollparameter der entsprechenden Geschwindigkeitsgruppen über die relative Geschwindigkeit aufgetragen worden. Mit steigender Geschwindigkeit wird der Fuß immer kräftiger abgerollt. Die effektive Fußlänge erhöht sich, das Überlappungsintegral wird geringer. Zweifersenstand und Zweivorfußstand werden kleiner. Neben der Geschwindigkeitsabhängigkeit lassen die Abb. 69 und Abb. 70 klare Unterschiede zwischen linkem und rechtem Bein erkennen. Hierzu soll im Abschnitt 8.1.3 ausführlicher eingegangen werden.

Für die Datenbank werden Median und die Quantile der verschiedenen Geschwindigkeitsgruppen verwendet.

Abb. 68: Der Einfluß des Schuhwerks auf die Abrollparameter

Abb. 69: Die effektive Fußlänge als Funktion der relativen Geschwindigkeit vrel


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Abb. 70: Das Überlappungsintegral als Funktion der relativen Geschwindigkeit vrel

Abb. 71: Zweifersenstand und Zweivorfußstand als Funktion der relativen Geschwindigkeit vrel

8.1.2.4. Die Knieparameter

Die Tabelle 28 im Anhang 5 enthält die Lage- und Streumaße für die Knieparameter. Entsprechend der Goniometergenauigkeit muß bei der Winkelbestimmung von einem Meßfehler von ± 3 Grad ausgegangen werden. Der Fehler der zeitlichen Parameter, z.B. der Lage des Maximums tKmax beträgt ± 0,5 % DSD. Eine Sonderstellung nimmt dabei die Lage des Minimums des Kniewinkelverlaufes tKmin ein. Wie bereits erwähnt (s. Abschnitt 6.3.6 ), ist häufig kein deutliches Minimum festzustellen. Das Minimum kann sich zwischen Initialkontakt und dem Ende des Terminalstandes befinden. Demzufolge ist der Variationskoeffizient von tKmin sehr hoch und liegt zwischen. 45 % und 67 %. Der mittlere Wert des Minimums hat eine Größe zwischen -1 Grad bis +2 Grad. Das Ergebnis entspricht etwa den Messungen von Winter / [3-4] /, der für das Minimum Werte zwischen 0 Grad und 3 Grad erhielt. Die Ganggeschwindigkeit hat keinen Einfluß auf die Größe des Minimums..

Der Kniewinkelverlauf im Bereich der Schwungphase ist symmetrisch. Der Zeitpunkt des maximalen Kniewinkels tKmax befindet sich etwa in der Mitte zwischen dem Zeitpunkt der maximalen Beugegeschwindigkeit tBmax und dem Zeitpunkt der maximalen Streckgeschwindigkeit tSmax. Bei einigen wenigen Probanden befinden sich die Extrema der Winkelgeschwindigkeit nicht in der Schwungphase sondern in der Phase der Belastungsantwort.

Bis auf die Symmetrieparameter, dem Kniewinkelminimum und die Kniewinkel bei Auftritt KAu und Abstoß KAb werden alle anderen Knieparameter durch die Ganggeschwindigkeit beeinflußt. Dies bestätigen statistische Tests mittels Pearsonschen Korrelations-Koeffizienten. In der Geschwindigkeitsgruppe 1 liegt der Mittelwert des Kniewinkelmaximums Kmax bei ca. 45 Grad, in der Geschwindigkeitsgruppe 4 bei etwas 55 Grad ( Abb. 72 ).


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Die Lage des Maximimums tKmax verschiebt sich geringfügig von ca. 75 % DSD in der Geschwindigkeitsgruppe 1 auf ca. 72 %DSD in der Geschwindigkeitsgruppe 4 ( Abb. 75 ), was durch die kürzer werdende Standphase zu erklären ist.

Abb. 72: Das Kniewinkelmaximum Kmax als Funktion der relativen Geschwindigkeit vrel

Die Mittelwerte für das Maximum sind um ca. 10 Grad kleiner als die Meßergebnisse von Winter / [3-4] / und Charteris / [6-1] /, welche die Kniewinkel mit optischen Methoden bestimmten. Die Ursache hierfür ist nicht eindeutig geklärt. Da auch die Kniebeugeumfänge KU um die gleiche Größenordnung zu klein sind, scheiden Fehler bei der Festlegung der Nullage aus. Linearitätsfehler können ebenfalls nicht der Grund für die Abweichungen sein, da die verwendeten Goniometer eine gute Linearität aufweisen. Vermutlich liegt die Ursache der Unterschiede zwischen Goniometermessungen und optischen Messungen darin, daß das Kniegelenk keine feste Drehachse besitzt und die verschiedenen Meßverfahren davon unterschiedlich beeinflußt werden.

Die im Rahmen dieser Arbeit ermittelten Standardabweichungen für die Kniewinkelextrema entsprechen den Werten von Winter. Die Geschwindigkeitsabhängigkeit der Winkelextrema wird durch die Mittelwerte der jeweiligen Geschwindigkeitsgruppen berücksichtigt.

Erwartungsgemäß erhöhen sich die Beträge der Winkelgeschwindigkeiten mit steigender Ganggeschwindigkeit ( Abb. 73 und Abb. 74 ). Es ist ein näherungsweise linearer Zusammenhang zwischen der relativen Geschwindigkeit vrel und den Extrema der Winkelgeschwindigkeiten festzustellen. Der Einfluß der Geschwindigkeit auf die Extrema läßt sich innerhalb der Datenbank gut mit Hilfe einer Trendlinie berücksichtigen.

Abb. 73: Das Maximum der Kniebeugegeschwindigkeit KBmax als Funktion der relativen Geschwindigkeit vrel


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Abb. 74: Das Maximum der Kniestreckgeschwindigkeit KSmax als Funktion der relativen Geschwindigkeit vrel

In der Prä-Schwungphase erhält das Knie seine maximale Beugegeschwindigkeit KBmax. Mit steigender Geschwindigkeit verkürzt sich die Standphasendauer, wodurch sich auch die Lage des Maximums der Kniebeugegeschwindigkeit tKBmax von ca. 65 % DSD für die Geschwindigkeitsgruppe 1 auf ca. 55 % DSD für die Geschwindigkeitsgruppe 4 verschiebt ( Abb. 75 ). Das Maximum der Kniestreckung bewegt sich mit steigender Geschwindigkeit in Richtung Schwungphasenende.

Abb. 75: Die Lage der Extrema des Kniewinkelverlaufes als Funktion der relativen Geschwindigkeit vrel

Winkelgeschwindigkeiten kleiner als Null entsprechen einer Kniestreckung, größer als Null einer Beugung. Bei der Bestimmung von Beuge- und Streckdauer wurden nur Werte oberhalb einer Schwelle der Winkelgeschwindigkeit berücksichtigt. Die Summe beider Größen liegt daher unterhalb 100 %.

Die Dauer der Kniestreckung während einer Doppelschrittphase entspricht im langsamen bis mittleren Geschwindigkeitsbereich etwa der Dauer der Kniebeugung ( Abb. 76 ). Bei hoher Ganggeschwindigkeit ist die Dauer der Kniestreckung tKS länger als die Dauer der Kniebeugung tKB.

Bei Initialkontakt ist das Knie leicht gebeugt. Der mittlere Winkel KAu liegt zwischen 2 Grad und 6 Grad. Die Beugung des Knies beim Abstoß KAb beträgt etwas über 30 Grad.


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Abb. 76: Die Zeitdauer der Kniebeugung und Kniestreckung als Funktion der relativen Geschwindigkeit vrel

8.1.2.5. Die Hüftparameter

In Tabelle 29 im Anhang 5 sind die Lage- und Streuparameter für die Gangparameter des Hüftwinkelverlaufes zusammengefaßt.

Im allgemeinen befindet sich das Maximum des Hüftwinkelverlaufes Hmax am Ende der mittleren Schwungphase (vergl. Abb. 53 ). Bei einigen wenigen Versuchspersonen ist das Maximum jedoch in der Phase der Belastungsantwort, also zu Beginn der Standphase. Vermutlich ist in diesen Fällen die Beugung des Oberkörpers in Gangrichtung beim Auftritt so groß, daß das lokale Hüftwinkelmaximum in der Phase der Belastungsantwort zum globalen Maximum wird. Für die zeitliche Lage des Maximums der Hüftbeugung tHmax innerhalb der Datenbank wird der Median der jeweiligen Geschwindigkeitsgruppen verwendet, da Mittelwerte durch diese Ausnahmefälle stark beeinflußt werden und somit nur noch bedingt aussagefähig sind.

Zu Beginn der Prä-Schwungphase wird die Hüfte maximal gestreckt. Dies ist der Zeitpunkt des Initialkontaktes des kontralateralen Beines. Der Variationskoeffizient dieses Parameters ist nur geringfügig höher als der Variationskoeffizient der Standphasendauer.

Die Mittelwerte der Hüftwinkelextrema entsprechen den Ergebnissen von Winter / [3-4] /. Im mittleren Geschwindigkeitsbereich ist die Hüfte am aktivsten. Im Bereich der komfortablen Geschwindigkeit sind Hüftbeugung und -streckung am größten. Die Standardabweichungen der Winkelextrema liegen zwischen 5 Grad und 8 Grad, was ebenfalls mit den Werten von Winter übereinstimmt.

Das Maximum der Beugegeschwindigkeit HBmax liegt meist in der frühen Schwungphase, in seltenen Fällen jedoch auch in der Phase der Belastungsantwort. Das Maximum der Streckgeschwindigkeit befindet sich häufig bei ca. 95 % DSD, das heißt kurz vor dem Initialkontakt. Manchmal ist jedoch die Lage der maximalen Streckgeschwindigkeit tHS im Bereich der Mittelstandsphase.

Die Relationen zwischen der Dauer der Hüftstreckung und der Hüftbeugung verschieben sich in Abhängigkeit von der Ganggeschwindigkeit ( Abb. 77 ). Die Zeitdauer der Beugung tHB erhöht sich mit steigender Geschwindigkeit, währenddessen die Dauer der Streckung tHS abnimmt.

Die Extrema der Winkelgeschwindigkeiten der Hüfte werden durch die Ganggeschwindigkeit weniger stark beeinflußt als die des Knies ( Abb. 78 ).

Für die Datenbank werden die Mittelwerte der zugehörigen Geschwindigkeitsgruppen ausgewertet.


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Abb. 77: Die Zeitdauer von Beugung und Streckung der Hüfte als Funktion von vrel

Abb. 78: HBmax als Funktion der relativen Geschwindigkeit vrel

Abb. 79: HSmax als Funktion der relativen Geschwindigkeit vrel

8.1.2.6. Die Sprunggelenksparameter

In Tabelle 30 sind die Ergebnisse für die Sprunggelenksparameter zusammengefaßt. Es wurden nur die Winkelextrema und die Sprunggelenksbeugeumfänge ausgewertet. Nur für die Geschwindigkeitsgruppe 3 standen genügend Messungen zur Auswertung zur Verfügung.

In Abb. 80 ist die Trendlinie des Beugeumfanges des Sprunggelenkes als Funktion der relativen Geschwindigkeit vrel dargestellt. Mit steigender Geschwindigkeit erhöht sich auch der Beugeumfang des Sprunggelenkes.


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Abb. 80: Der Beugeumfang SU des Sprunggelenkes als Funktion der relativen Geschwindigkeit vrel (Trendlinie)

8.1.3. Die Gangsymmetrie

Aus Tabelle 23 im Anhang 5 wird ersichtlich, daß der Mittelwert der Symmetrie der Standphase StPS für alle Geschwindigkeitsgruppen positiv ist, das heißt der Mittelwert der Standphasendauer des rechten Beines StPR ist größer ist als der Mittelwert der Standphasendauer des linken Beines StPL ( Abb. 81 ). Dies gilt sowohl für männliche und weibliche Probanden getrennt als auch für beide Geschlechtergruppen gemeinsam. Mit Hilfe des Wilcoxon-Tests für zwei abhängige Stichproben / [7-1] / konnte für alle Geschwindigkeitsgruppen ein hochsignifikanter Unterschied (Wilcoxon-Koeffizient kleiner als 0,01) zwischen linker und rechter Seite nachgewiesen werden.

Um sicher zu gehen, daß dieser Unterschied zwischen linker und rechter Seite nicht aus noch unbekannten Asymmetrien des Meßsystems herrührt, wurden die Meßsohlen mit Hilfe einer pneumatischen Einrichtung zur Kalibrierung von Drucksensoren definiert periodisch belastet und die Dauer der Standphasen für die linke und die rechte Seite berechnet. Bei den Versuchsreihen ließen sich keine zeitlichen Asymmetrien feststellen. Man kann also davon ausgehen daß das obige Resultat nicht durch das Meßsystem vorgetäuscht wird.

Abb. 81: Standphasendauer StPL und StPR als Funktion der relativen Geschwindigkeit vrel (Mittelwerte der fünf verschiedenen Geschwindigkeitsgrppen)

Für die Abrollparameter effektive Fußlänge Leff und dem Überlappungsintegral FV ergab der Wilcoxon-Test ebenfalls eine Seitenabhängigkeit. Während die Symmetrie der effektiven Fußlänge in allen Geschwindigkeitsgruppen negativ ist, weist die Symmetrie des Überlappungsintegrals in allen Gruppen positive Werte auf (vergl. Abb. 69 und Abb. 70 ).

Statistische Untersuchungen zu den Belastungsparametern belegen in den mittleren Geschwindigkeitsgruppen ebenfalls signifikante Unterschiede zwischen linker und rechter Seite. Aufgrund der großen Streubreite dieser Parametergruppe wird jedoch auf eine Interpretation dieser Testergebnisse verzichtet. Das gleiche trifft für mögliche Asymmetrien der Parameter der Gelenkwinkelverläufe zu. Eine endgültige Bestätigung dieser Ergebnisse kann nur nach weitergehenden Untersuchungen erfolgen.


82

Für die Dauer der Standphase und die beiden seitenbezogenen Abrollparameter erhalten wir folgendes Ergebnis: Im statistischen Mittel wird die rechte Seite beim Gehen um ca. 1 % DSD länger als die linke Seite belastet und mit dem rechten Fuß wird weniger stark abgerollt als mit dem linken. Dem Verfasser ist aus der Literatur noch kein Hinweis zu dieser Gangasymmetrie bekannt. Bisher ist man davon ausgegangen, daß bei automatisierten Abläufen wie dem Gehen keine Asymmetrie der Beine gegeben ist / [8-13] /. Wenn man jedoch bedenkt, daß 95 % aller Rechtshänder bei komplizierteren Tätigkeiten mit den Beinen, z.B. dem Fußball spielen, ebenfalls das rechte Bein bevorzugen / [8-14] /, dann erscheint eine gewisse Asymmetrie beim Gehen nicht unerwartet. Es ist sinnvoll, diese Asymmetrie innerhalb der Datenbank zu berücksichtigen.

8.1.4. Die Altersabhängigkeit

Die Ausgangsdaten zur Untersuchung der Altersabhängigkeit waren die 92 Messungen der männlichen Versuchspersonen (siehe 8.1.2.1 ) mit nur geringen Unterschieden in der relativen Geschwindigkeit. Die Messungen wurden in insgesamt sieben verschiedene Altersklassen unterteilt. Die Ergebnisse sind im Anhang 5 in Tabelle 25 zusammengefaßt worden.

Die Korrelationen wurde mit Hilfe des Spearmannschen Rangkorrelationskoeffizienten berechnet (vergl. Abschnitt 7.1 ). Das Alter der Probanden korreliert negativ mit den Allgemeinen Parametern Schrittlänge, relative Schrittlänge und Schrittverhältnis, d.h. mit steigendem Alter verringern sich diese Größen. Die Schrittfrequenz korreliert positiv mit dem Alter der Versuchspersonen.

Die Mittelwerte der verschiedenen Altersklassen von relativer Schrittlänge Lrel , Schrittfrequenz f0 und Schrittverhältnis SV sind über die Altersmittelwerte der sieben Altersklassen aufgetragen worden ( Abb. 82 bis Abb. 84 ).

Abb. 82: Die relative Schrittlänge als Funktion des Alters der Versuchspersonen

Abb. 83: Die Schrittfrequenz als Funktion des Alters der Versuchspersonen


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Abb. 84: Das Schrittverhältnis als Funktion des Alters der Probanden

Die Grafiken bestätigen die Korrelationsrechnungen. Es besteht ein deutlicher Trend dazu, daß mit steigendem Alter der Versuchspersonen sich die Schrittfrequenz erhöht und die relative Schrittlänge dabei abnimmt. Das Schrittverhältnis verringert sich ebenfalls mit dem Alter.

Die Berücksichtigung der Altersabhängigkeit innerhalb der Datenbank macht nur im Bereich der mittleren Geschwindigkeit Sinn, da nur in diesem Bereich genügend Messungen zur Auswertung zur Verfügung stehen.

8.1.5. Der Einfluß des Geschlechtes auf die Gangparameter

Der Mann-Withney-Test ergab für fast alle Allgemeinen Parameter einen signifikanten Unterschied zwischen weiblichen und männlichen Probanden. Es gibt Unterschiede in den verschiedenen Geschwindigkeitsgruppen. Interessant ist, daß in der Geschwindigkeitsgruppe 1 „sehr langsam“ kein Unterschied in den Allgemeinen Parametern zwischen männlichen und weiblichen Probanden festzustellen ist.

Vergleichbar mit dem Zusammenhang zwischen Körpergröße und Schrittlänge überwiegen bei dieser sehr langsamen und ungewohnten Geschwindigkeit vermutlich die individuellen Anpassungsprobleme gegenüber den Geschlechtsunterschieden.

Die Unterschiede sind im Bereich der komfortablen Geschwindigkeit (Gruppe 3 und 4) am größten. Die Ergebnisse innerhalb der Geschwindigkeitsgruppe 5 sind aufgrund der geringen Anzahl weiblicher Probanden nur begrenzt aussagefähig. Für die Symmetrie der Standphasendauer ist bei allen Geschwindigkeitsgruppen kein Einfluß des Geschlechts nachweisbar.

Die Geschlechtsunterschiede bei der Schrittlänge, der Kadenz und dem Schrittverhältnis wurden in der Literatur schon mehrfach beschrieben / [8-1] , [8-2] /. Die Aussage von Yamasaki / [8-1] /, daß im unteren Geschwindigkeitsbereich bezüglich relativer Schrittlänge Lrel und Kadenz f0 kein Unterschied vorhanden ist, kann durch die eigenen Untersuchungen bestätigt werden.

Berücksichtigt man die im Mittel geringere Größe der Frauen, dann verringern sich die Geschlechtsunterschiede bei der Schrittlänge deutlich. Bei einer mitteleuropäischen Bevölkerungsstichprobe (252 Frauen und 287 Männer) wurde der Quotient von Beinlänge zu Körperhöhe bestimmt / [8-12] /. Dabei ist für Männer der Wert 0,489 und für Frauen der Wert 0,476 ermittelt worden: Frauen haben also im Mittel in Relation zur Körpergröße kürzere Beine. Die Geschlechtsrelation liegt bei 97,3 %. Berücksichtigt man diese Relation, dann ist die Schrittlänge von Männern und Frauen nahezu gleich ( Abb. 85 ). Gegenüber der Geschwindigkeitsabhängigkeit ist der Einfluß des Geschlechtes auf relative Schrittlänge Lrel und Kadenz f0 vernachlässigbar.


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Abb. 85: Die Differenzen in der Schrittlänge von männlichen und weiblichen Probanden in % (1 - ohne Berücksichtigung der Größenunterschiede und der Körperproportionen, 2 - ohne Berücksichtigung der Körperproportionen, 3 - mit Berücksichtigung der Größenunterschiede und Körperproportionen

Der Mann-Withney-Test ergab auch einen signifikanten Unterschied bei der Dauer der Standphase für männliche und weibliche Probanden. Die graphische Darstellung der Geschlechtsunterschiede der Standphasendauer läßt in allen Geschwindigkeitsgruppen bei Frauen eine längere Standphase erkennen ( Abb. 86 ).

Abb. 86: Die Differenzen in der Standphasendauer von männlichen und weiblichen Probanden

Das gleiche gilt naturgemäß auch für den Zweibeinstand ( Abb. 87 ). Bemerkenswert ist dabei, daß die Unterschiede im Bereich der komfortablen Geschwindigkeit am geringsten sind. Bei den Abrollparametern, den Belastungsintegralen und den Winkelparametern war kein signifikanter Unterschied zwischen männlichen und weiblichen Probanden festzustellen.

Abb. 87: Die Geschlechtsunterschiede des Zweibeinstandes ZBS


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8.2. Vergleich von Messungen auf dem Laufband und im Laufgang

Auf dem Gebiet der Ganganalyse wird häufig die Frage diskutiert, ob sich der Gang auf dem Laufband vom freien Gang in natürlicher Umgebung unterscheidet / [8-4] , [8-5] , [8-6] , [8-7] , [8-8] , [8-9] , [8-10] , [8-11] /. Diese Frage ist insofern von Bedeutung, daß man Ergebnisse von Messungen auf dem Laufband auf den natürlichen Gang verallgemeinern möchte. Auf dem Laufband lassen sich deutlich reproduzierbarere Meßbedingungen realisieren. Viele Gangparameter sind z.B. geschwindigkeitsabhängig und es ist deshalb erstrebenswert, Messungen bei definierter Geschwindigkeit durchzuführen. Im Laufgang bedarf es schon eines Trainings, um zu erreichen, daß der Proband innerhalb eines Geschwindigkeitsbereiches läuft. Auf dem Laufband ist die gewünschte Geschwindigkeit problemlos einstellbar.

Von denjenigen, die das erste Mal auf einem Laufband laufen, wird die eingangs gestellte Frage spontan bejaht. Das natürliche Gehen geschieht automatisch, man braucht nicht darüber nachzudenken. Auf dem Laufband jedoch muß man sich konzentrieren, um die Geschwindigkeit beizubehalten. Wenn sich ein Anfänger auf dem Laufband die ihm angenehme Laufbandgeschwindigkeit wählen kann, dann ist diese um ca. 2 km/h geringer als die angenehm empfundene Geschwindigkeit im Laufgang. Nach dem Training auf dem Laufband verringert sich das Unsicherheitsgefühl. Probanden die mehrmals in der Woche auf dem Laufband gehen, automatisieren diesen Gang ebenso wie den natürlichen Gang.

Es war daher naheliegend zu vergleichen, wie sich der Gang im Laufgang vom Gang auf dem Laufband in Abhängigkeit vom Trainingszustand unterscheidet. Im Rahmen dieser Arbeit wurden dabei Probanden ausgesucht, die nach eigenen Angaben noch nicht auf dem Laufband gelaufen sind. Diese sind sowohl auf dem Laufband als auch im Laufgang vermessen worden. Der Versuch wurde nach einem Laufbandtraining wiederholt. In einem zweiten Teil der Untersuchungen sollte festgestellt werden, ob Probanden mit langjähriger Laufbanderfahrung ebenfalls signifikante Unterschiede beim Gang auf dem Laufband und im Laufgang aufweisen.

Das erste Ergebnis der Untersuchungen ist die Erkenntnis, daß die Geschwindigkeit auf dem Laufband als deutlich höher empfunden wird als im Gang. Neulinge auf dem Laufband bezeichnen den Geschwindigkeitsbereich zwischen ca. 3,5 km/h und 4 km/h als optimal. Bei Probanden mit Training erhöht sich diese Geschwindigkeit um etwa 1 km/h. Wenn die Probanden gebeten werden, im Gang mit der ihnen am angenehmsten Geschwindigkeit zu Gehen, dann liegen die vermessenen Geschwindigkeiten ca. zwischen 5 km/h und 6 km/h. Ein Unterschied zwischen komfortabler Geschwindigkeit auf dem Band und im Gang bleibt auch bei erfahrenen Versuchspersonen bestehen. Der Unterschied liegt zwischen 0,5 und 1 km/h.

Statistische Tests ergaben signifikante Unterschiede für die Gangparameter Schrittlänge, relative Schrittlänge und Schrittfrequenz zwischen den Werten auf dem Band und im Laufgang. Dies entspricht den Meßergebnissen von Stolze / [8-6] /. Der von Stolze festgestellte Unterschied bezüglich der Standphasendauer konnte jedoch nicht bestätigt werden.

Die Messungen von trainierten und untrainierten Probanden unterschieden sich ebenfalls. In Abb. 88 ist der Trainingseinfluß auf die Gangunterschiede für die Schrittlänge und die Schrittfrequenz graphisch dargestellt. Die Schrittlänge ist auf dem Band geringer als im Gang. Die Schrittfrequenz ist dabei höher. Nach Laufbandtraining verringert sich dieser Unterschied. Jedoch bleibt selbst bei großer Laufbanderfahrung eine Differenz zwischen Laufband- und Laufgangmessungen ( Abb. 89 ). Die Schrittlänge ist auch nach längerem Training auf dem Laufband kürzer und die Schrittfrequenz höher als im Laufgang.

Die Ganglinien sind auf dem Laufband deutlich breiter als im Gang ( Abb. 90 ). Dies ist unabhängig vom Training und auch bei langjähriger Laufbanderfahrung der Fall. Die Ursache hierfür könnte in folgendem bestehen. Im Vergleich zum Laufband ist ein Laufgang relativ breit. Schwankungen des Körperschwerpunktes quer zur Gangrichtung werden durch geringfügige Richtungsänderungen korrigiert. Auf dem schmalen Laufband hingegen erfolgt die Korrektur vorwiegend durch Ausgleichsbewegungen des Standbeines, was sich durch einen Verbreiterung der Ganglinien bemerkbar macht.


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Erwartungsgemäß ergaben sich auch signifikante Unterschiede im Variationskoeffizienten der Doppelschrittdauer DSDrel. Der Gang auf dem Laufband ist durch die vorgegebene Geschwindigkeit gleichmäßiger als im Gang ( Abb. 91 ).

Abb. 88: Der Trainingseinfluß auf den Unterschied zwischen Laufgang- und Laufbandmessungen

Abb. 89: Der Unterschied zwischen Laufgang- und Laufbandmessungen bei einem Probanden mit langjährigem Training in Prozent, Mittelwerte aus n=80 Messungen auf dem Laufband, n=25 Messungen im Laufgang

Abb. 90: Der Trainingseinfluß auf den Unterschied zwischen Laufgang- und Laufbandmessungen.


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Abb. 91: Der Unterschied im Variationskoeffizienten der Doppelschrittdauer DSDrel zwischen Laufgang- und Laufbandmessungen

8.3. Der Einsatz der Ganganalyse zur Skalierung der Fähigkeitsstörungen im Gehen im Rahmen der ICIDH-Klassifikation

Im Jahre 1980 wurde auf Beschluß der Weltgesundheitsorganisation (WHO) eine Klassifikation der Schädigungen und der sich daraus ergebenden Fähigkeitsstörungen und Beeinträchtigungen (ICIDH - International Classification of Impairments, Disabilities and Handicaps) veröffentlicht / [8-15] /. Die Auswirkungen einer Gesundheitsstörung werden in dieser Klassifikation auf drei Ebenen beschrieben:

  1. Störung der biologischen und/oder der psychischen Struktur und Funktion (S-Codes)
  2. Störung der Fähigkeit der betroffenen Person zur Ausführung bestimmter Handlungen (F-Codes)
  3. Störung der sozialen Stellung oder Rolle der betroffenen Person und ihrer Fähigkeit zur Teilnahme am gesellschaftlichen Leben (B-Codes)

Im Zusammenhang mit der Ganganalyse ist die zweite Ebene von Interesse und dabei besonders die Fähigkeitsstörungen in der Fortbewegung ( Tabelle 9 ).

Um den speziellen Fragestellungen der Rehabilitationstechnik gerecht zu werden, verallgemeinerte Tscheuschner / [8-16] / die F-Codes der ICIDH und entwickelte die FT-Codes ( Tabelle 10 ).

Für jeden dieser Codes schlug er eine siebenstufige Skalierung zur Bewertung für die Beinprothesenversorgung vor.

Tabelle 9: Fähigkeitsstörungen in der Fortbewegung


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Tabelle 10: Die technikbezogenen FT-Codes [8-16]

Für den FT-40-Code, der Fähigkeitsstörung in der Fortbewegung in der Ebene mit kleiner bis mittlerer Geschwindigkeit, soll beispielhaft die Einbeziehung der Ganganalyse in die Skalierung demonstriert werden. Die Skalierungsvorschläge von Tscheuschner dienen dabei als Grundlage. Die wesentlichen Kriterien der Bewertung sind die Ganggeschwindigkeit, die Gangausdauer, die Gangsicherheit und das Gangbild. Jedes dieser Kriterien wird getrennt ausgewertet. Die Geschwindigkeit, die Ausdauer und die Gangsicherheit sind gleichwertige Kriterien. Das Gangbild ist von leicht untergeordneter Bedeutung.

Um die verschiedenen Körpergrößen der zu beurteilenden Personen zu berücksichtigen, wird die relative Geschwindigkeit vrel bewertet. Die Messung kann auf dem Laufband erfolgen. Dabei ist jedoch die auf dem Laufband geringere komfortable Geschwindigkeit zu beachten. Des weiteren ist darauf zu achten, daß die Patienten sich auf dem Laufband eingelaufen haben.

Als Maß für die Gangausdauer dient die erreichbare Wegstrecke.

Es wird für die Bestimmung auf dem Laufband eine Punkteskala ( Tabelle 11 ) vorgeschlagen:

Tabelle 11: Die Punkteskala zur Bewertung der Gangkriterien

Die ersten beiden Kriterien sind auf dem Laufband relativ einfach bestimmbar. Die Bewertung der Gangsicherheit ist komplexer. Hilfreich kann hier die Auswertung von Ganganalysen geriatrischer Patienten sein. Vieregge / [5-2] / hat nachgewiesen, daß u.a. die Schrittlänge L, der Zweibeinstand ZBS und der Variationskoeffizient der Doppelschrittlänge der Einzelschritte stark mit der Sturzgefährdung älterer Patienten korreliert. Eigene Untersuchungen zum pathologischen Gang bestätigten, daß diese Parameter durch einen unsicheren Gang beeinflußt werden.

Weiterhin hat sich gezeigt, daß bei einem unsicheren Gang der Fuß wenig abgerollt wird. Die Abrollparameter sollten daher ebenfalls berücksichtigt werden. Zur Charakterisierung des Abrollverhaltens werden die effektive Fußlänge Leff und das Überlappungsintegral FV ausgewertet. Anstelle des Variationskoeffizienten der Doppelschrittlänge wird der Variationskoeffizient der Doppelschrittdauer DSDrel gewählt, da dieser auf dem Laufband einfacher bestimmbar ist. Um die unterschiedliche Körpergröße der Patienten zu berücksichtigen, wird die relative Schrittlänge Lrel ausgewertet. Als Vergleichskriterium dienen die Mittelwerte (MW) und Standardabweichungen (St) der Parameter der gangunauffälligen Gruppe.


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Beispielsweise kann für den Zweibeinstand folgendes definiert werden:

 

MW - St le ZBS < MW + St

"normal"

 

MW + St le ZBS < MW + 2xSt

"lang"

 

MW + 2xSt le ZBS

"sehr lang"

Für die anderen Parameter läßt sich vergleichbares festlegen. Jedem Parameterbereich werden Punkte zugeordnet ( Tabelle 12 ).

Die Punkte aus Tabelle 12 werden addiert, durch zwei dividiert und auf ganze Punkte gerundet. Bei den seitenbezogenen Abrollparametern ist für die Zuordnung die Seite mit der höheren Punktezahl ausschlaggebend. Man erhält Werte zwischen Null und Vier und kann damit die Gangsicherheit entsprechend der Tabelle 11 quantifizieren.

Tabelle 12: Die Zuordnung der Bewertungspunkte auf die Parameterbereiche zur Skalierung der Gangsicherheit

Die Tabelle 13 enthält die Zuordnung der Punktezahl zu dem Grad der Fähigkeitsstörung. Es können maximal 14 Punkte für die Fähigkeitsstörung vergeben werden. Bis auf die subjektive Einschätzung des Gangbildes durch den Beurteilenden lassen sich alle anderen Parameter durch die Ganganalyse mit Hilfe objektiver Meßtechnik bestimmen. Diese Skalierung kann allgemein für die Bewertung des pathologischen Ganges genutzt werden und erlaubt z.B. die Bewertung von Rehabilitationsmaßnahmen.

Tabelle 13: Skalierung der Fähigkeitsstörung FT40 in der Fortbewegung in der Ebene mit kleiner bis mittlerer Geschwindigkeit

8.4. Untersuchung des pathologischen Ganges

Die Zielstellung für die folgenden Abschnitte ist nicht die umfassende ganganalytische Charakterisierung der Patientengruppen. Es soll vielmehr der Versuch unternommen werden, anhand einiger Patientengruppen eine Abgrenzung des unauffälligen Ganges vom pathologischen Gang vorzunehmen. Des weiteren soll geprüft werden, ob es sinnvoll ist, die Daten der gangunauffälligen Probandengruppe zur Bewertung der Meßergebnisse von Patienten mit spezifischen Beeinträchtigungen heranzuziehen. Beispielhaft soll an einigen Patienten die Aussagefähigkeit der Gangparameter dokumentiert werden.


90

Bei Patientengruppen mit einseitiger Beeinträchtigung wurde für die seitenabhängigen Parametern nicht zwischen links und rechts, sondern zwischen betroffener und nicht betroffener Seite unterschieden.

8.4.1. Patienten mit Oberschenkelprothese

Es wurden insgesamt 25 Probanden ( 24 männlich, 1 weiblich) mit einer Oberschenkelprothese vermessen. Davon hatten 12 Personen die Prothese auf der linken und 13 auf der rechten Seite. Das mittlere Alter der Gruppe betrug 41 ± 15 Jahre. Es wurden nur Patienten einbezogen, die ihr Bein infolge eines traumatischen Ereignisses verloren. Nach eigener Aussage verwendeten sie ihre Prothese im Alltag und hatten keine sonstigen gesundheitlichen Probleme. Patienten mit Amputationen infolge Diabetis oder Störungen des Kreislaufsystems müssen einer anderen Patientengruppe zugeordnet werden, da diese meist mehrfache gesundheitliche Schäden aufweisen. Insgesamt sind 189 Messungen durchgeführt worden. Die überwiegende Anzahl der Probanden hatte große Erfahrung im Umgang mit dem Laufband.

In den Abb. 92 und Abb. 93 ist der Einfluß der relativen Geschwindigkeit auf die relative Schrittlänge und die Schrittfrequenz graphisch dargestellt. Für diese Parameter sind die Verläufe mit denen der gangunauffälligen Vergleichsgruppe vergleichbar. Dies belegen auch die Trendlinien ( Tabelle 38 ). Die Streuung der Parameter ist jedoch größer und es ergibt sich daher ein geringeres Bestimmtheitsmaß.

Abb. 92: Die relative Schrittlänge als Funktion der relativen Geschwindigkeit für Probanden mit Oberschenkelprothese

Abb. 93: Die Schrittfrequenz als Funktion der relativen Geschwindigkeit für Probanden mit Oberschenkelprothese

Bei der Dauer der Standphase ergeben sich deutliche Unterschiede zwischen betroffener und nicht betroffener Seite ( Abb. 94 ). Während der Verlauf der nicht betroffenen Seite gut mit dem Verlauf der Vergleichsgruppe übereinstimmt, ist die Standphasendauer der Prothesenseite nahezu unabhängig von der relativen Geschwindigkeit. Der unterschiedliche Verlauf in Bezug auf die Geschwindigkeit führt dazu, daß die Symmetrie der Standphasendauer bei Patienten mit Oberschenkelprothese im Unterschied zu Probanden der Vergleichsgruppe geschwindigkeitsabhängig ist. Dies konnte mit statistischen Tests bestätigt werden. Mit steigender Geschwindigkeit verringert sich der Symmetrieparameter. Der Gang wird symmetrischer.


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Abb. 94: Die Standphasendauer als Funktion der relativen Geschwindigkeit für Probanden mit Oberschenkelprothese

Die effektive Fußlänge Leff von betroffener und nicht betroffener Seite weist ebenfalls signifikante Unterschiede auf ( Abb. 95 ). Bei geringen Geschwindigkeiten sind beide Seiten ungefähr gleich und etwas höher als die Werte der gangunauffälligen Vergleichsgruppe. Bei mittleren und höheren Geschwindigkeiten sind die Werte der nicht betroffenen Seite etwa gleich wie die der Vergleichsgruppe, während der Prothesenfuß stärker abgerollt wird.

Abb. 95: Die effektive Fußlänge als Funktion der relativen Geschwindigkeit für Probanden mit Oberschenkelprothese (Medianwerte der jeweiligen Geschwindigkeitsgruppen)

Die Ganglinien auf der Prothesenseite sind deutlich schmaler als die Ganglinien auf der nicht betroffenen Seite ( Abb. 96 und Abb. 97 ). Auf der gesunden Seite entsprechen diese etwa den Werten der Vergleichsgruppe. Die Ursache für die schmalen Ganglinien auf der Prothesenseite kann zum einen darin liegen, daß mit dem Prothesenfuß konzentrierter abgerollt wird. Es ist auch denkbar, daß auf der betroffenen Seite keine Ausgleichsbewegungen quer zur Gangrichtung vorgenommen werden. Vergleichbar schmale Ganglinien erhält man z.B. bei Patienten mit Verletzung des Sprunggelenkes ( Abb. 116 ).

Abb. 96: Die Ganglinienbreite als Funktion der relativen Geschwindigkeit für Probanden mit Oberschenkelprothese (Medianwerte der jeweiligen Geschwindigkeitsgruppen)


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Abb. 97: Die Ganglinien eines Patienten mit Oberschenkelprothese rechts

Bei den Belastungsparametern konnte statistisch kein signifikanter Unterschied zwischen betroffener und nicht betroffener Seite festgestellt werden. In Abb. 98 ist beispielhaft das Gesamtintegral als Funktion der relativen Geschwindigkeit dargestellt.

Da auf der betroffenen Seite das natürliche Knie fehlt, muß dessen Aktivität durch das Hüftgelenk ersetzt werden. Der Hüftbeugeumfang ist also auf der Prothesenseite deutlich höher ( Abb. 99 ). Für höhere Geschwindigkeiten führt dies dazu, daß auch die passive Beugung des Knies auf der betroffenen Seite größer ist ( Abb. 100 ).

Abb. 98: Das Gesamtintegral als Funktion der relativen Geschwindigkeit für Probanden mit Oberschenkelprothese (Medianwerte der jeweiligen Geschwindigkeitsgruppen)

Abb. 99: Der Hüftbeugeumfang für Patienten mit Oberschenkelprothese (Mittelwerte der jeweiligen Geschwindigkeitsgruppen)


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Abb. 100: Der Kniebeugeumfang für Probanden mit Oberschenkelprothese (Mittelwerte der jeweiligen Geschwindigkeitsgruppen)

Die Daten der gangunaufälligen Vergleichsgruppe können nur zum Teil für eine Beurteilung des Prothesenganges herangezogen werden. Für die Schrittlänge und die Schrittfrequenz ist dies uneingeschränkt möglich. Ebenso erscheint dies bei den Belastungsparametern, den Überlappungsintegralen, dem Zweifersenstand und dem Zweivorfußstand sinnvoll. Für den Zweibeinstand, die Standphasendauer, die effektive Fußlänge und die zugehörigen Symmetrien sollten für die Patientengruppe mit Oberschenkelprothese eigene Daten in eine Datenbank aufgenommen werden. Natürlich sind auch die Gelenkwinkelverläufe asymmetrisch, was durch eigene Daten berücksichtigt werden sollte.

8.4.2. Patienten mit Unterschenkelprothese

Es sind insgesamt 9 männliche und 2 weibliche Probanden vermessen worden. Insgesamt standen 30 Messungen zur Auswertung zur Verfügung. Ebenso wie bei der Gruppe der Oberschenkelprothesenträger wurden nur Patienten einbezogen, die ihr Bein infolge eines Unfalles verloren und keine sonstigen gesundheitlichen Probleme hatten.

Die Beeinträchtigung ist mit Unterschenkelprothese geringer als mit einer Oberschenkelprothese, da noch ein aktives Kniegelenk vorhanden ist. Es ist daher zu erwarten, daß die Gangparameter mehr denen der Vergleichsgruppe entsprechen, als die der Patienten mit Oberschenkelprothese.

In Abb. 101 ist die Trendlinie der relativen Schrittlänge als Funktion der relativen Geschwindigkeit für Patienten mit Oberschenkelprothese (OS), Unterschenkelprothese (US) und Vergleichsgruppe grafisch dargestellt. Etwas überraschend ist, daß die Patienten mit Oberschenkelprothese tendentiell die größte relative Schrittlänge aufweisen. Ein unsicherer Gang wird normalerweise durch eine kurze Schrittlänge charakterisiert und es liegt daher die Vermutung nahe, daß Probanden mit der größten Beeinträchtigung am unsichersten gehen. Das gute Laufbandtraining der Oberschenkelprothesenträger hat aber offensichtlich zu der im Vergleich zu den anderen Probandengruppen tendentiell größeren relativen Schrittlänge geführt (siehe auch Abschnitt 0 ).

In Abb. 102 sind die Trendlinien der Dauer der Standphase als Funktion der relativen Geschwindigkeit für die verschiedenen Geschwindigkeitsgruppen dargestellt. Zum Vergleich sind die Meßwerte eines Patienten mit Hüftexartikulation (HE) mit eingezeichnet. Man erhält das erwartete Ergebnis. Die Asymmetrie der Standphasendauer ist bei Patienten mit Unterschenkelprothese noch deutlich vorhanden, jedoch geringer als bei Patienten mit Oberschenkelprothese.

Für die Abrollparameter erhält man vergleichbare Ergebnisse wie bei den Patienten mit Oberschenkelprothese. Die Ganglinien sind auf der betroffenen Seite schmaler und länger als auf der nicht betroffenen Seite.


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Abb. 101: Die Trendlinie der relativen Schrittlänge als Funktion der relativen Geschwindigkeit für verschiedene Probandengruppen

Abb. 102: Die Trendlinie der Standphasendauer als Funktion der relativen Geschwindigkeit für verschiedene Probandengruppen

8.4.3. Patienten mit Hemiparese

Es wurden zehn männliche Personen im mittleren Alter von 52 ± 12 Jahren vermessen. Der Grad der Behinderung war unterschiedlich ausgeprägt. Während ein Teil der Probanden nur langsam gehen konnte, erreichten einige den mittleren und schnellen Geschwindigkeitsbereich.

In Abb. 103 und Abb. 104 sind die relative Schrittlänge und die Schrittfrequenz als Funktion der relativen Geschwindigkeit für die Hemiparetiker und der Vergleichsgruppe graphisch dargestellt. Im langsamen bis mittleren Geschwindigkeitsbereich ist der Gang unsicher. Dies wird deutlich an der geringen Schrittlänge und der hohen Schrittfrequenz. Patienten die den schnellen Geschwindigkeitsbereich erreichen, haben sich bezüglich Schrittfrequenz und relativer Schrittlänge der Vergleichsgruppe angeglichen.

Die Abb. 105 enthält die Graphik des Variationskoeffizienten als Funktion der relativen Geschwindigkeit. Es ist auch in dieser Darstellung der unsichere Gang im langsamen und mittleren Geschwindigkeitsbereich zu erkennen. Im unteren Geschwindigkeitsbereich, also bei den Patienten mit der größten Behinderung, ist der Variationskoeffizient auch auf der nicht betroffenen Seite gegenüber der Vergleichsgruppe erhöht. Im höheren Geschwindigkeitsbereich findet eine Angleichung an die Vergleichsgruppe statt.


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Abb. 103: Die relative Schrittlänge als Funktion der relativen Geschwindigkeit für Hemiparetiker und der Vergleichsgruppe (Trendlinien)

Abb. 104: Die Schrittfrequenz als Funktion der relativen Geschwindigkeit für Hemiparetiker und der Vergleichsgruppe (Trendlinien)

Abb. 105 :Der Variationskoeffizient der Standphasendauer als Funktion der relativen Geschwindigkeit für Hemiparetiker und der Vergleichsgruppe (Trendlinien)

Die Dauer der Standphase ist auf der nicht betroffenen Seite länger als auf der betroffenen Seite ( Abb. 106 ). Der Unterschied ist im langsamen Bereich wesentlich größer als im mittleren bis schnellen Geschwindigkeitsbereich. Der Verlauf der betroffenen Seite entspricht etwa dem Verlauf der Vergleichsgruppe. Dieses überraschende Ergebnis unterscheidet sich von denen der Prothesenträger, bei denen sich sowohl betroffene als auch nicht betroffene Seite von der Vergleichsgruppe unterschied.

In Abb. 107 ist das Zyklogramm und die Dynamik des Druckschwerpunktes (DSP) eines Patienten mit Hemiparese rechts dargestellt. Erfolgt der Lastwechsel zwischen dem linken und dem rechten Bein noch relativ gleichmäßig ( Abb. 107 rechts oben), ist das Abrollen von Ferse zu Vorfuß ( Abb. 107 rechts unten) völlig unkoordiniert. Dies gilt sowohl für die betroffene als auch die nicht betroffene Seite.

Die Abb. 108 enthält die X-Y-Darstellung des Druckverlaufes links und rechts während eines Doppelschrittes für die Ferse und den Vorfuß.


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Bei dem gangunauffälligen Probanden wird die Ferse der linken Seite in keiner Phase des Schrittes gleichzeitig mit der rechten Ferse belastet. Die Kurve ist daher parallel zur vertikalen und horizontalen Koordinate. Für den Vorfuß gilt ähnliches. Allerdings ergibt sich hier in der Mittelstandsphase eine kurzzeitige gemeinsame Belastung. Infolge des unkoordinierten Abrollvorganges des Hemiparetikers erhält man für diesen ein völlig anderes Bild.

Abb. 106: Die Standphasendauer als Funktion der relativen Geschwindigkeit für Hemiparetiker und der Vergleichsgruppe (Trendlinien)

Abb. 107: Das Zyklogramm und die Dynamik des Druckschwerpunktes für einen Patienten mit Hemiparese

Die Defizite im Abrollverhalten dokumentieren sich auch in der graphischen Darstellung des Überlappungsintegrals als Funktion der relativen Schrittlänge ( Abb. 109 ). Es ist zu sehen, daß auch bei den Patienten, die den schnellen Geschwindigkeitsbereich erreichen, Restdefizite vorhanden sind. Auf der betroffenen Seite ist das Überlappungsintegral auch im schnellen Geschwindigkeitsbereich deutlich größer als das der Vergleichsgruppe. Eine verbleibende Fußheberschwäche führt offenbar dazu, daß Ferse und Vorfuß gleichzeitig aufgesetzt werden.


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Abb. 108: Fersen- und Vorfußdruck links (horizontale Koordinate) und rechts (vertikale Koordinate) im Verlaufe eines mittleren Schrittes

Abb. 109: Das Überlappungsintegral als Funktion der relativen Geschwindigkeit für Hemiparetiker und der Vergleichsgruppe (Trendlinien)

8.4.4. Einzelbeispiele

Patient B., männlich, 36 Jahre, starke Fersenprellung infolge Unfall:

Nach einem Sturz von der Leiter zog sich der Patient eine starke Fersenprellung am linken Fuß zu. Um Schmerzen zu vermeiden, belastete der Patient links nur noch den Vorfuß ( Abb. 110 ).

In Abb. 111 sind die relativen Belastungsintegrale, relative Schrittlänge und Schrittfrequenz graphisch dargestellt. Die pathologischen Parameter wurden auf die Parameter nach Genesung bezogen. Geschwindigkeit und Schuhwerk waren bei beiden Messungen gleich. Der Vorfuß links wird deutlich stärker belastet als rechts. Der Auftritt ist auf der pathologischen Seite weniger gedämpft, der Abstoß ist schwächer. Der Patient macht kurze Schritte mit erhöhter Schrittfrequenz.


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Abb. 110: Der zeitliche Verlauf des Druckes unterm Fuß während eines Doppelschrittes

Abb. 111: Die relativen Belastungsintegrale, die relative Schrittlänge und die Schrittfrequenz eines Patienten mit Fersenprellung (bezogen auf die Parameter nach Genesung)

Patient H. männlich, 35 Jahre, Badeunfall 7/95:

Patient H. verletzte sich bei einem Badeunfall die Wirbelsäule. Die Folge war eine inkomplette Lähmung der rechten Seite. Die Rehabilitationsbehandlung erfolgte im Zeitraum von August 1995 bis November 1995. Eine Rehabilitationsmaßnahme war u.a. das Gehtraining auf dem Laufband. Eine Nachkontrolle wurde im August 1996 durchgeführt. In Abb. 112 sind einige Allgemeine Parameter graphisch dargestellt. Die relative Geschwindigkeit wurde auf den nach Therapieende erreichten Wert bezogen (100%) Die anderen Parameter sind bezogen auf die gangunauffällige Vergleichsgruppe. Die unterschiedlichen Geschwindigkeiten wurden dabei berücksichtigt. Zu Therapiebeginn erreichte der Patient nur eine geringe Geschwindigkeit. Die relative Schrittlänge ist sehr kurz, die Schrittfrequenz sehr hoch. Die Standphasendauer der nicht betroffenen Seite ist leicht erhöht. Im Verlauf der Therapie gleichen sich die Werte der Vergleichsgruppe an. Eine Nachuntersuchung nach ca. einem Jahr bestätigt einen bleibenden Therapieerfolg.

Die Abb. 113 enthält die Abrollparameter effektive Fußlänge und Überlappungsintegral. Die Werte sind ebenfalls auf die Vergleichsgruppe bezogen und der Einfluß der Geschwindigkeit wurde berücksichtigt. Zu Beginn der Rehabilitation ist die effektive Fußlänge gegenüber der Vergleichsgruppe gering. Das Überlappungsintegral der nicht betroffenen Seite ist hoch.


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Da auf der betroffenen Seite kaum auf der Ferse aufgetreten wird, ist auch das Überlappungsintegral gering. Nach erfolgreicher Therapie sind effektive Fußlänge länger und die Überlappungsintegrale geringer als die statistischen Werte der Vergleichsgruppe, was auf ein gutes Abrollen hinweist.

Zu Beginn der Rehabilitation ist der Patient nicht in der Lage seinen Fuß in Neutralstellung zu halten. Er setzt daher überwiegend mit dem Vorfuß auf ( Abb. 114 , oben). Nach erfolgreicher Rehabilitation beginnt der Auftritt mit der Ferse und es wird über den Vorfuß abgerollt ( Abb. 114 , unten).

Abb. 112: Die Veränderung der Gangparameter im Therapieverlauf für einen Patienten mit Verletzung der Wirbelsäule (bezogen auf die gangunauffällige Vergleichsgruppe)

Abb. 113: Die Veränderung einiger Abrollparameter im Therapieverlauf für einen Patienten mit Verletzung der Wirbelsäule (bezogen auf die gangunauffällige Vergleichsgruppe)

Patient R., männlich, 54 Jahre, Hallux Valgus rechts

Patienten mit Hallux Valgus haben infolge der lateralen Krümmung der Großzehe häufig schmerzhafte Probleme beim Zehenabstoß. Es wird daher bevorzugt mit dem Innenballen abgestoßen. Sensor 16 befindet sich unter der Großzehe, Sensor 14 unter dem ersten Mittelfußknochen. Diese Sensoren sind daher gut geeignet zur Diagnose von Hallux Valgus. Die Abb. 116 enthält die Druckverläufe der beiden Sensoren links und rechts für einen Patienten mit Hallux Valgus rechts. Gut zu erkennen ist, daß der fehlende rechte Zehenabstoß durch den Abstoß mit den Ballen kompensiert wird.


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Abb. 114: Der Druckverlauf von Ferse und Vorfuß für einen Patienten mit Verletzung der Wirbelsäule zu Beginn (oben) und nach erfolgreicher Therapie (unten)

Abb. 116: Der Druckverlauf von Sensor 14 und Sensor 16 während eines Doppelschrittes für einen Patienten mit Hallux Valgus rechts


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Patient H., männlich, 47 Jahre, Verletzung am rechten Sprunggelenk

Ein Sportunfall führte zur Überdehnung des rechten Sprunggelenkes. Die Ganglinie der verletzten Seite ist extrem schmal ( Abb. 116 ). Die Ursachen der schmalen Ganglinien sind vermutlich die gleichen wie bei den Prothesenträgern. Es wird konzentrierter abgerollt und seitliche Ausgleichsbewegungen erfolgen auf der nicht verletzten Seite.

Abb. 116: Die Ganglinien eines Patienten mit einer Verletzung des rechten Sprunggelenkes

In Abb. 117 sind einige Gangparameter graphisch dargestellt. Die Werte sind bezogen auf die Meßergebnisse nach Ausheilung der Verletzung. Geschwindigkeit und Schuhwerk wurden beibehalten. Die relative Schrittlänge ist infolge der Verletzung verkürzt, die Schrittfrequenz ist erhöht. Auf der verletzten Seite ist die Dauer der Standphase kürzer als auf der nicht verletzten Seite. Besonders auffällig ist die geringe Ganglinienbreite der verletzten Seite.

Abb. 117: Gangparameter für einen Patienten mit Verletzung des rechten Sprunggelenkes (relativ zu den Parametern nach Ausheilung der Verletzung)


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