Entwicklung eines „Medical Balancers“ zur Frühmobilisation von unfallchirurgischen, orthopädischen Patienten mit nichtbelastungsfähigen Extremitäten: Grundlagenversuche und Validierung mittels Pedographen

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Unfallchirurgische Klinik

(Direktor: Prof. Dr. med. C. Krettek, FRACS)

Entwicklung eines „Medical Balancers“ zur

Frühmobilisation von unfallchirurgischen / orthopädischen Patienten mit nichtbelastungsfähigen Extremitäten Grundlagenversuche und Validierung mittels Pedographen

Dissertation

zur Erlangung des Doktorgrades der Humanbiologie der Medizinischen Hochschule Hannover

vorgelegt von

Minettchen Herchenröder aus Eutin

Hannover 2013

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Medizinische Hochschule Hannover

Unfallchirurgische Klinik

(Direktor: Prof. Dr. med. C. Krettek, FRACS)

Entwicklung eines „Medical Balancers“ zur

Frühmobilisation von unfallchirurgischen / orthopädischen Patienten mit nichtbelastungsfähigen Extremitäten Grundlagenversuche und Validierung mittels Pedographen

Dissertation

zur Erlangung des Doktorgrades der Humanbiologie der Medizinischen Hochschule Hannover

vorgelegt von

Minettchen Herchenröder aus Eutin

Hannover 2013

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Angenommen vom Senat der

Medizinischen Hochschule Hannover am 11.09.2013

Gedruckt mit Genehmigung der Medizinischen Hochschule Hannover

Präsident

Prof. Dr. med. Christopher Baum Betreuer der Arbeit

Prof. Dr. med. Thomas Gösling Referent der Arbeit

Prof. ‘in Dr. med. Christina Stukenborg-Colsman Korreferent der Arbeit

PD Dr. med. Gerald Küther Korreferent der Arbeit Prof. Dr. med. vet. Ingo Nolte

Tag der mündlichen Prüfung: 12.11.2013

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Vorwort

Diese Arbeit ist Teil eines Kooperationsprojektes zwischen dem Institut für Werkstoffkunde (Direktor: Prof. Dr.-Ing. habil. Dr.-Ing. E.h. Dr. h. c. Bach), dem Institut für Mikroelektronische Systeme (Direktor: Prof. Dr.-Ing. habil. Blume) der Leibnizuniversität Hannover, sowie der Unfallchirurgischen Klinik der Medizini- schen Hochschule Hannover, (Direktor: Prof. Dr. med. Krettek).

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Inhaltsverzeichnis

I. Abbildungsverzeichnis ... V II. Tabellenverzeichnis ... VII III. Abkürzungsverzeichnis... VIII

1. Einleitung ... 1

2. Ziel der Studie ... 6

3. Material und Methoden ... 7

3.1. Medical Balancer ... 7

3.2. Der PID-Regler ... 14

3.3. Pedographie ... 18

3.4. Testaufbau ... 23

3.5. Probanden ... 29

3.6. Durchführung der Tests ... 30

3.7. Statistik ... 37

4. Ergebnisse ... 39

4.1. Ergebnisse zur allgemeinen Funktionsfähigkeit des ... 39

Medical Balancers ... 39

4.2. Differentielle Ergebnisse zur Wirkung des ... 41

Medical Balancers ... 41

5. Diskussion ... 64

6. Fazit ... 71

7. Ausblick ... 73

8. Literaturverzeichnis ... 74

Erklärung nach § 2 Abs. 2 Nrn. 8 und 9 ... 80

Curriculum Vitae ... 81

Danksagung ... 85

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I. Abbildungsverzeichnis

Abb. 1 Steuergerät des Medical Balancer ... 8

Abb. 2 Vertikale Hebefunktion des Medical Balancer ... 10

Abb. 3 Medical Balancer im Stand in der Entlastungsfunktion ... 11

Abb. 4 Ganganalyse im Medical Balancer in der Entlastungsfunktion ... 12

Abb. 5 Diagramm über die Funktion des Medical Balancers ... 13

Abb. 6 PID-Regler ... 14

Abb. 7 PID- Regler im Regelkreis ... 17

Abb. 8 Pedographie des linken Fußes in 10 Bereiche ... 19

Abb. 9 Fußabdruck des linken Fußes bei der Messung ... 20

Abb. 10 Maske des linken Fußes ... 21

Abb. 11 Test-Weste Sprintex Callis Trac 60 Reha-Gurt-Korsett ... 23

Abb. 12 Test-Weste Meckel Miller Auffanggurt AGU 90 ... 24

Abb. 13 Test-Weste Miller Dura Flex Auffangweste ... 25

Abb. 14 Weste 695 SHBD MAGS Suspension Vest... 26

Abb. 15 FastScan Messsohlen der Firma TEKSCAN ... 27

Abb. 16 Befestigung der Messsohlen an der Malleolengabel ... 28

Abb. 17 Lage der Messsohlen im Schuh für die Messung ... 28

Abb. 18 Darstellung der 30 Probanden ... 29

Abb. 19 Ermittlung des Körpergewichtes bei einem Probanden ... 30

Abb. 20 Kalibrierung der Weste ... 31

Abb. 21 Anlegen der Weste, Schritt 1 ... 32

Abb. 24 Erneute Kalibrierung des Medical Balancer mit dem Probanden ... 33

Abb. 25 Schrittkalibrierung des linken Fußes ... 34

Abb. 26 Versuchsaufbau in Diagrammform ... 36

Abb. 27 Mittelwerte der Stufen: Vollbelastung, 45 kg, 30 kg und 15 kg ... 39

Abb. 28 Vergleich der 10 Bereiche bei Vollbelastung (1) in kg ... 42

Abb. 29 Vergleich der 10 Bereiche bei 45 kg (2) Restgewicht in kg ... 43

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Abb. 36 Graphische Darstellung der Mittelwerte Ferse, M01 in kg ... 55

Abb. 37 Graphische Darstellung der Mittelwerte Mittelfuß, M02 in kg ... 56

Abb. 38 Graphische Darstellung der Mittelwerte Ballen 1, M03 in kg ... 57

Abb. 39 Graphische Darstellung der Mittelwerte Zehe 1, M08 in kg... 58

Abb. 44 Graphische Darstellung der Mittelwerte Zehe 2, M09 in kg... 62

Abb. 45 Graphische Darstellung der Mittelwerte Zehe 3-5, M010 in kg ... 62

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II. Tabellenverzeichnis

Tab. 1 Benennung der Fußbereiche für die Maske ... 18

Tab. 2 Zahlenwerte in Kilogramm ... 22

Tab. 3 Vergleich der 4 Belastungsstufen untereinander.. ... 40

Tab. 4 Tabellarische Übersicht der gemessenen Daten bei Vollbelastung ... 46

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III. Abkürzungsverzeichnis

Restgewicht Rest.

Vollbelastung (VB) 1 45 kg Restgewicht 2 30 kg Restgewicht 3 15 kg Restgewicht 4

Erwarteter Wert EW

Realwert RW

Kilogramm kg

et alii et al.

Ferse M01

Mittelfuß M02

Ballen 1 M03

Ballen 2 M04

Ballen 3 M05

Ballen 4 M06

Ballen 5 M07

Zehe 1 M08

Zehe 2 M09

Zehe 3-5 M010

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1. Einleitung

Die frühe Mobilisation von Patienten vermindert das Risiko für Thrombosen, Lungenentzündungen und Embolien und ermöglicht heute aus sozioökonomi- scher Sicht kürzere Hospitalisierungszeiten. Dem rapide einsetzenden Abbau von Muskeln und Knochenmasse wirkt die frühe Mobilisation entgegen und un- terstützt die zügige Reintegration in das Alltagsleben.

Die frühzeitige postoperative Mobilisation stellt eine Herausforderung an Medi- ziner, Physiotherapeuten und das Pflegepersonal dar. Besonders nach Eingrif- fen an der unteren Extremität muss im Rahmen der Mobilisation die eventuell notwendige Teilbelastung sowie die noch nicht abgeschlossene Wundheilung berücksichtigt werden (M. Nerlich, A. Berger, 2003).

Die Erhaltung der Mobilität - besonders im hohen Alter - spielt in der heutigen Zeit eine wichtige Rolle. Durch Auflösung der Großfamilien sind die kranken Menschen nicht mehr in das soziale Gefüge integriert. In diesem Zusammen- hang ist ein zügiges Erlangen der Selbstständigkeit in allen Lebensbereichen von großer Bedeutung.

Mobilität beinhaltet Aktivitäten auf der Partizipationsebene, wie beispielsweise das Gehen. Dadurch behält der Mensch bis in das hohe Alter seine Autonomie.

Das Erlernen eines physiologischen Gangbildes ist ein wichtiger Schritt zum Erlangen einer Selbstständigkeit. Aus diesem Grund stellt das Erlernen eines physiologischen Gangbildes in der Frührehabilitation eine besondere Heraus- forderung an den Physiotherapeuten dar.

Einfluss auf das komplexe Bewegungsverhalten beim Gehen haben individuelle Körperproportionen und bestehende Deformitäten der unteren Extremität, vor allem an den Füßen (Baumann et al., 1992).

Das Gangbild eines jeden Menschen ist individuell und die Variabilität der ab- laufenden Bewegungsmuster sehr unterschiedlich. Die Grenze zwischen einem physiologischen und pathologischen Gangbild ist oftmals sehr schwer zu erkennen.

Die Minimierung von Folgeschäden, die durch ein pathologisches Gangbild auf- treten können, ist Aufgabe der Physiotherapie. Hierbei sollten die Kriterien der

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ICF, „Internationale Klassifikation der Funktionsfähigkeit, Behinderung und Ge- sundheit“ auf der Aktivitäts- und Partizipationsebene berücksichtigt werden (Ewert et al., 2002).

Nach Verletzungen oder Operationen an der unteren Extremität, treten bei den Patienten häufig Belastungsschmerzen auf. Diese Schmerzen führen zu einer Schonhaltung und einer Entlastung während des Gehens.

Je nach Fraktur und Art der Stabilisierung, wie z.B. einer Tibiakopffraktur oder einer Sprunggelenksfraktur, müssen die Patienten über einen längeren Zeit- raum eine definierte Teilbelastung einhalten, damit es zu keiner Überbelastung des Knochen-Implantatverbundes kommt und die Heilung nicht gestört wird.

Auch postoperativ voll belastende Patienten, wie z.B. nach einer Hüft- oder Knieendoprothese, weisen Pathologien im Gangbild aufgrund präoperativ be- stehender Kontrakturen und Fehlbelastungen auf.

In der Ganganalyse spielen die Spielbeinphase und die Standbeinphase eine elementare Rolle. Beide Phasen sind wichtig, wobei in der Standbeinphase, die mittlere Standbeinphase (Mid stance) und die Abstoßphase (Terminal stance) dem Patienten nach Verletzungen an der unteren Extremität die größten Prob- leme bereiten. Diese Probleme in der mittleren Standbeinphase reichen u. a.

von einer vorseitigen Fersenabhebung, einer Hyperextension im Kniegelenk oder einem vorwärts geneigten Rumpf. Eine fehlende Plantarflexion wirkt sich negativ auf die Abstoßaktivität aus (Kirsten Götz-Neumann, 2006).

Schmerzen im Bewegungsapparat stören auf vielfältige Weise das physiologische Gangbild. Durch den Schmerz kommt es zu einer biochemischen Verän- derung innerhalb des Gelenkes. Der Hyaluronsäurespiegel sinkt, die Matrixpro- duktion nimmt ab, was wiederum die Kapsel unbeweglicher und das Bindege- webe durch eine gesteigerte Myofibroblastenaktivität steifer und unbeweglicher werden lässt (van den Berg, 2000).

Infolge von Verletzungen werden vermehrt Schmerzmediatoren produzierend ausgeschüttet, wie Bradykinin, Prostaglandine, Serotonin, u.a.. Diese werden innerhalb des Nervensystems über den axoplasmatischen Fluss zum zentralen

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Kandel 1999) und der beschriebene Schmerz wird dadurch unterhalten. Es ent- steht ein Circulus vitiosus.

Bei Schmerzpatienten spielt der Mandelkern, der für die emotionalen Erinne- rungen entscheidend ist und das limbische System eine wichtige Rolle (Kandel, 1996).

Verletzungen der unteren Extremität haben nicht nur zur Folge, dass das be- troffene Bein nicht richtig beim Gang belastet wird, es wird auch das nicht be- troffene Bein und der Rumpf dadurch in Mitleidenschaft gezogen. Dieses führt zu einer Asymmetrie im Gang (Mansour et al., 1982). In einer Studie ist bewie- sen worden, dass durch ein pathologisches Gangbild, der Energieverbrauch im Rumpf, am Oberschenkel und am Unterschenkel sich in der Schwungphase erhöht (Winter et al., 1976).

Die angeführten Studien zeigen, dass es in Folge von Verletzungen zu Schutz- programmen des Körpers kommt. Diese Schutzprogramme zu „durchbrechen“

ist ein elementares Ziel in der physiotherapeutischen Behandlung, um Erfolg in der Frührehabilitation im Bereich des Ganges zu erlangen. Aus therapeutischer Sicht ist das Erlangen einer positiven Erfahrung beim Gehen von großer Bedeu- tung, damit die genannten Schutzprogramme gelöscht werden können.

Verletzungen im Bereich der unteren Extremität, z.B. eine Tibiakopffraktur, dür- fen meistens nicht sofort voll belastet werden. Die Patienten laufen mit unterschiedlichen Teilbelastungen (15 kg, 30 kg oder 45 kg) über einen längeren Zeitraum. Dieser Zeitraum beträgt oft Wochen bis Monate bis sie wieder voll belasten dürfen.

Ohne professionelle Betreuung können sich während der Rehabilitation Fehler beim Gehen einschleichen, die sich manifestieren. Diese Fehler zu korrigieren dauert oft Monate bis Jahre.

Um eine Frühmobilisation bei oben genannten Patienten zu ermöglichen, soll ein Gerät zur dynamischen Entlastung - ein so genannter Medical Balancer - entwickelt werden. Der Einsatz des Medical Balancers soll in der Rehabilitation die sichere Entlastung gewährleisten, so dass sich der Therapeut in vollem Um- fang auf gestörte Bewegungsabläufe konzentrieren und seine Hände als Werk- zeug nutzen kann, was zu einer strukturellen Veränderung im Gewebe führt.

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Der Therapeut hat dadurch die Möglichkeit die Biomechanik mit Hilfe seiner Hände wieder herzustellen. Der Patient erfährt aufgrund dessen ein positives Erlebnis, was die Schutzmechanismen korrigiert und den Circulus vitiosus durchbricht, da das Gehirn die „Fähigkeit zur Plastizität hat, sich an Aktivitäten durch strukturelle Umgestaltung anpassen zu können“ (Horst, 2011).

In einer Studie an Hüft-TEP Patienten in der Rehabilitation mit 15 kg Restkör- pergewicht wurde festgestellt, dass Patienten auf dem Laufband in der Gangre- habilitation hink frei gehen (Hesse et al., 1999). Darüber hinaus wurde in einer anderen Studie an Hüft-TEP Patienten herausgefunden, dass das Lauf- bandtraining mit partieller Körpergewichtsentlastung effektiver ist, als konventi- onelle Physiotherapie (Werner et al., 2004).

Der Medical Balancer würde sicherstellen, den Patienten sofort nach Verletzun- gen oder Operationen, auch bei z.B. 15 kg Restgewicht, ein physiologisches Gehen zu ermöglichen. Dieses trifft vor allem für Patienten zu, die nicht an Un- terarmgehstützen mobilisiert werden können, bei denen beide unteren Extremi- täten entlastet werden müssen oder, bei denen aufgrund von Begleitverletzun- gen oder fehlender Muskelkraft der oberen Extremitäten ein Einsatz von Unter- armgehstützen nicht möglich ist. Des Weiteren bleibt zu berücksichtigen, dass der Gang an Unterarmgehstützen vom physiologischen Gang divergiert. Dieses gilt mehr für den 3-Punkte-Gang mit Teilbelastung, als für den 2-Punkte-Gang, der die Freigabe von Vollbelastung erfordert.

Entscheidend für das physiologische Gangbild ist die Ganggeschwindigkeit.

Diese ist variabel, wobei viele Ganganalyseparameter von der Ganggeschwin- digkeit abhängig sind (Jacquelin Perry, 2003).

Medizinern und Physiotherapeuten würde durch den Medical Balancer die Mög- lichkeit geboten, dem Patienten Sicherheit während des Gehens zu gewährleis- ten und ihm sowohl die Angst vor dem Fallen, als auch vor Fehlbelastungen zu nehmen. Durch den Medical Balancer würde der Patient während des Gehens schon frühzeitig eine positive Erfahrung erlangen.

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Ziel des Medical Balancers ist, den Patienten bereits in der Frührehabilitation in der Chirurgie und Orthopädie ein physiologisches Gangbild beizubringen.

Mittelfristiges Ziel ist die Entwicklung eines „Gehapparates“, der eine konstante Entlastung im freien physiologischen Gang bietet.

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2. Ziel der Studie

Ziel der hier vorgestellten Studie ist die Entwicklung eines Prototyps eines Me- dical Balancers. An gesunden Probanden soll gezeigt werden, dass die Regula- tion der Belastung mit Hilfe des Medical Balancers in der Frühmobilisation mög- lich ist. Weiterhin soll untersucht werden, inwiefern sich die Druckbelastungen am Fuß im Gangbild ändern.

Es soll demonstriert werden, dass das physiologische Belastungsmuster des Fußes bei Vollbelastung, 15 kg, 30 kg und 45 kg Restgewicht beibehalten wird.

Um dieses nachvollziehen zu können, ist die Kenntnis der unterschiedlichen Gangphasen unabdingbar. Durch den Medical Balancer soll gezeigt werden, dass die unterschiedlichen Gangphasen in der Frühmobilisation erlernbar sind.

Als Messverfahren wurde hierbei die Pedographie gewählt.

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3. Material und Methoden

3.1. Medical Balancer

Die technischen Grundlagen des Medical Balancer sind am Institut für Werk- stoffkunde der Leibnizuniversität Hannover unter Herrn Universitätsprofessor Dr.-Ing. habil. Dr.- Ing. E.h. Dr. h. c. Fr.-W. Bach entwickelt worden.

Am Projekt „Medical Balancer“ waren noch weitere Institute beteiligt:

- Institut für Mikroelektronische Systeme, Professor Dr.-Ing. habil. H. Blume, - Medizinische Hochschule Hannover, Unfallchirurgische Klinik,

Herr Professor Dr. med. C. Krettek - Tierärztliche Hochschule Hannover,

Abteilung Kleintiere,Professor Dr. vet. I. Nolte.

An der Tierärztlichen Hochschule Hannover ist der Medical Balancer in der Physiotherapie an Hunden zum Einsatz gekommen. Ziel war es, den Medical Balancer zur postoperativen Rehabilitation nach der Implantation von künstli- chen Hüftgelenksendoprothesen bei Hunden einzusetzen.

Der Medical Balancer ermöglicht den Physiotherapeuten die Arbeit mit schwe- ren Hunden. Die Funktionsweise des Medical Balancers wurde in einer Studie erprobt und beschrieben (Brüggemann et al., 2009).

Das Neuartige des Medical Balancers ist, dass der Patient während des Ge- hens in seiner Bewegungsfreiheit nicht eingeschränkt ist und sich sicher fühlt.

Der Therapeut hat auf diesem Wege die Möglichkeit händisch einzugreifen, so- fern es für die Therapie erforderlich ist.

Dieser neuartige „Body-weight-supported“ Balancer misst während des Gehens auf dem Laufband die Druckbelastung unter dem Fuß. Um genaue Ergebnisse zu erzielen, ist der Fuß in 10 Bereiche unterteilt. Für den Untersucher ist genau ersichtlich, wie stark der Fuß in jedem einzelnen Bereich belastet ist (Mozgova et. al., 2010).

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Die Druckmessung erfolgt über einen elektronischen Seilzug, der speziell für medizintechnische Anwendungen konzipiert wurde. Der Medical Balancer über- trägt eine frei wählbare und dynamisch steuerbare Zugkraft auf den Hebegurt, so dass der Patient um den entsprechenden Teil seines Gewichtes entlastet wird (Mozgova et al., 2010).

Sensoren im Motor geben ein Feedback über die aktuellen kinematischen Ver- hältnisse. Das Steuergerät ist frei programmierbar und ermöglicht die Seilkraft bei Bewegung als auch bei Motorstillstand konstant zu halten (Abb. 1).

Abb. 1 Steuergerät des Medical Balancer

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Der Medical Balancer hat drei verschiedene Funktionen:

- Die Balancer-Funktion - Die vertikale Hebefunktion - Die Entlastungs-Funktion

Die Balancer-Funktion bietet die Möglichkeit, einen Patienten teilweise oder vollständig zu entlasten und ihn somit in der „Schwebe“ zu halten.

Der Medical-Balancer ermittelt das Gewicht des Patienten automatisch durch ein integriertes elektronisches Messsystem. Die Steuerung der Balancer- Funktion (Abb. 5) erfolgt zunächst per Kranfunktion. Hierbei wird der Patient angehoben und anschließend wird das Gewicht des Patienten automatisch ausbalanciert. Diese Steuerung erfolgt mittels einer separaten Bedieneinheit.

Die Seiltrommel wird über ein Planetengetriebe mit einem Elektromotor ange- trieben. Kleinste Abweichungen des eingestellten Sollwertes (Abb. 7) werden durch vertikale Seilbewegungen kompensiert (Brüggemann et al., 2009).

Die Aufgabe des Physiotherapeuten besteht darin, Instruktionen für das Absen- ken oder Anheben des Patienten zu erteilen (Mozgova et al., 2010).

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Die vertikale Hebefunktion (Abb. 2 u. Abb. 5) erfolgt über ein externes Gerät.

Hierbei stehen zwei verschiedene Hebe- bzw. Senkgeschwindigkeiten zur Ver- fügung. Diese sind individuell einstellbar. Entlastet werden die Patienten durch Hebegurte. Das Gewicht darf bei diesem vorhandenen Prototypen 150 kg nicht überschreiten (Brüggemann et al., 2009).

Die vertikale Hebefunktion läuft über zwei Umlenkrollen an der Decke, die gleichzeitig zur Gangstabilisierung genutzt werden (Abb. 2).

Abb. 2 Vertikale Hebefunktion des Medical Balancer

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Die Entlastungs-Funktion (Abb. 5) kann für eine frühzeitige physiologische Gangschulung auf dem Laufband genutzt werden. Hierbei wird das Entlas- tungsgewicht eingestellt und konstant gehalten (Abb. 3). Während der Gang- analyse (Abb. 4) werden die Auf- und Abwärtsbewegungen des Körpers ausge- glichen, so dass die zu entlastende Kraft unverändert bleibt (Brüggemann et al., 2009).

Abb. 3 Medical Balancer im Stand in der Entlastungsfunktion

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Durch diese Entlastungsfunktion könnte der Medical-Balancer in der Frühmobi- lisation und Rehabilitation von orthopädischen, chirurgischen, als auch neurolo- gischen Patienten eingesetzt werden.

Abb. 4 Ganganalyse im Medical Balancer in der Entlastungsfunktion

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Abb. 5 Diagramm über die Funktion des Medical Balancers

FUNKTIONEN DES MEDICAL BALANCERS

BALANCER FUNKTION

VERTIKALE HEBEFUNKTION

ENTLASTUNGS FUNKTION

Steuerung über Kranfunktion

Vertikale Entlastung durch Hebefunktion

Entlastungsgewicht konstant halten

Automatische Aus- balancierung des

Restgewichtes

Individuelle Einstellung

Seiltrommel treibt Elektromotor via Planetengetriebe an

Hebefunktion über Umlenkrollen an der

Decke

Konstanthaltung der Auf- und Abwärts-

bewegungen

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3.2. Der PID-Regler

Der Name PID generiert sich aus seinen drei Anteilen (P von proportional, I von integral und D von differenzial). PID- Regler (Abb. 6) sind die gebräuchlichsten Regelungen, die in der Industrie eingesetzt werden. Am häufigsten sind diese in Heizungen zur Temperaturregulation zu finden oder wie hier beschrieben im Medical Balancer. Die wesentliche Aufgabe besteht darin, eine vorgegebene Größe (Regelgröße, Istwert) auf einen gewünschten Wert (Führungswert, Soll- wert) zu regeln und unabhängig von auftretenden Störungen konstant zu halten.

Damit die Regelungsaufgabe erfüllt werden kann, muss der Augenblicks- wert/Regelgröße (Istwert) gemessen und mit der Führungsgröße/-wert (Soll- wert) verglichen werden. Die Regelung erfordert eine kontinuierliche Messung des Istwertes und vergleicht diesen mit dem Sollwert. Dieses geschieht in einem geschlossenen Wirkungsablauf. Aufgrund der graphischen Kreislaufstruk- tur spricht man von einem Regelkreis (Abb. 7). Im störungsfreien Fall stimmen der Sollwert und der Istwert überein.

Abb. 6 PID-Regler

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Durch äußerlich einwirkende Störungen (Lastschwankungen, Reibungen) stimmen der Istwert und der Sollwert nicht mehr überein. Aufgabe der Regelung ist, diesen Unterschied selbständig zu erfassen und nachzuregeln, bis der Füh- rungswert (Sollwert) mit dem Istwert wieder übereinstimmt. Diese Aufgabe kann beispielsweise mit einem PID-Regler gelöst werden (Tabellenbuch Elektrotech- nik, Europalehrmittel, Nr.: 30103).

Ein PID-Regler besteht aus den drei Komponenten:

- P-Teil - I-Teil - D-Teil.

Der P-Anteil ist statisch proportional, d.h. mit seinem Istwert (Regelgröße) ist er proportional zu seinem Sollwert (Führungsgröße/- wert). Er reagiert direkt auf den Unterschied zwischen aktueller Führungsgröße und vorgegebener Rest- größe. Der P-Anteil ist nicht zeitabhängig. Er reagiert schnell und direkt, jedoch ungenau. Sein Alleineinsatz ist aus diesem Grund sehr begrenzt. Ein reiner P- Regler hat eine dauerhafte Regelabweichung.

Der I-Anteil ist der integral wirkende Teil. Er wirkt durch zeitliche Integration der Regelabweichung auf die Stellgröße durch eine Wiederrückführung.

Der I-Regler korrigiert das, was der P-Regler aus seiner Regelvorgabe meldet und korrigiert dieses über die Zeit. Der I-Regler regelt den Istwert auf den Soll- wert zurück. Er ist sehr genau, aber langsamer in seinem Regelverhalten als der P-Regler.

Der D-Anteil ist der differenzierende Teil. Er wird nur in Verbindung mit P- und I-Reglern eingesetzt. Der D-Anteil reagiert auf die Änderungsgeschwindigkeit der Regelgröße. Auf Basis eines reinen Differenzierungsgliedes kann kein Reg- ler eingebaut werden. In Kombination mit einem PI-Regler sorgt der D-Anteil für eine schnelle Kompensation von Regelabweichungen.

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Am Beispiel von 30 kg Restgewicht und mit Hilfe des Regelkreises in (Abb. 7) soll die Regelung des Medical Balancers erläutert werden:

Die Führungsgröße beträgt 30 kg. Kommt es zu einer Regelabweichung, z.B.

wenn der Proband mit 40 kg Restgewicht in der Standbeinphase an der Ferse aufkommt, wird durch den PID-Regler die Entlastung des Probanden über die Motorseilwinde nachgeregelt. Die Stellgröße hat die Funktion, Veränderungen zu regulieren. Treten Abweichungen auf (<1,>1), wird über die Stellgröße (das ist das Ziel) die Regelabweichung minimiert.

Die Regelstrecke ist das System „Mensch“. Störgrößen sind Faktoren, die nicht erwünscht sind und die die Regelstrecke negativ beeinflussen, wie z.B. eine Ablenkung in der Therapie oder das Straucheln beim Gehen und unterschiedli- che Belastungen durch das Gehen.

Die Führungsgröße wird mit der Rückführung abgeglichen und ergibt die Re- gelgröße.

Festzuhalten ist, dass der PID-Regler „aktiv“ eingreift und eine vorgegebene Führungsgröße von 30 kg trotz „Störgrößen“ konstant hält.

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Abb. 7 PID- Regler im Regelkreis

w (t) Führungsgröße, Sollwert x (t) Regelgröße, Istwert e (t) Regelabweichung

yR (t) Stellgröße des Reglers (Regelausgang) y (t) Stellgröße des Aktors (Aktorausgang) R (t) Rückführung

z (t) Störgröße

Quelle: Tabellenbuch Elektrotechnik, Europa Lehrmittel

PID Regler Regelstrecke ^Stellgröße yR (t)

Rückführung R (t)

Regelabweichung e (t) Führungsgröße w (t) Regelgröße x (t)

Störgröße z (t)

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3.3. Pedographie

Die Pedographie ist eine digitale Darstellung, mit deren Hilfe die Druckbelas- tung des Fußes während des Gehens und Stehens erfasst wird.

Orientierend an einer Studie wurde der Fuß in 10 Bereiche eingeteilt (Abb.8), (Richter et. al., 2006). Diese Fußeinteilung der Plantarfläche wurde in Anleh- nung an die Darstellung nach (Cavanagh et al., 1994) vorgenommen. Diese Einteilung hat sich als valide erwiesen, da es möglich ist, die Kraftverteilung auf die einzelnen Fußbereiche bei Vollbelastung, 45 kg, 30 kg und 15 kg Restge- wicht zu ermitteln.

Vor der statistischen Auswertung wurde von jedem Fußabdruck der Probanden eine Maske des Fußes erstellt. Die Masken wurden aufgrund der Schuhgröße ermittelt. Somit stand jeweils eine Maske für Vollbelastung, eine für 45 kg, 30 kg und 15 kg Restgewicht zur Verfügung. Dieses Verfahren war ein wichtiger Zwi- schenschritt, damit die Daten statistisch ausgewertet werden konnten. Die Mas- ke wurde in 10 Bereiche eingeteilt, die der pedographischen Einteilung entsprechen. Die Maske (Abb. 10) besteht aus 21 Spalten und 60 Zeilen. Diese Eintei- lung wurde entsprechend der Größe des Sensors gewählt.

Die 10 Bereiche wurden mit den Buchstaben (a-j) in der (Tab. 1) benannt.

Ferse M01

Mittelfuß M02

Ballen 5 M07

Ballen 4 M06

Ballen 3 M05

Ballen 2 M04

Ballen 1 M03

Zehe 3-5 M010

Zehe 2 M09

Zehe 1 M08

a b c d e f g h i j

Tab. 1 Benennung der Fußbereiche für die Maske

Die Daten der Masken (Abb. 10) wurden in ein neu entwickeltes spezielles Computerprogramm „Balancer Framework“ eingelesen (Tab. 2). Das Auswer- tungsprogramm wurde zusammen mit dem Institut für Mikroelektronik, Leitung Professor Dr.-Ing. Holger Blume entwickelt. Durch dieses Programm konnten die Daten mit dem Statistikprogramm SPSS, Version 18 ausgewertet werden.

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Abb. 8 Pedographie des linken Fußes, unterteilt in 10 Bereiche

M01/Ferse= a, M02/Mittelfuß= b, M07/Ballen 5= c, M06/Ballen 4= d, M05/Ballen 3= e, M04/Ballen 2= f, M03/Ballen 1 = g, M10/Zehe 3-5 = h, M09/Zehe 2 = i, M08/Zehe1 = j in Anlehnung an (Cavanagh et al., 1994)

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Abb. 9 Fußabdruck des linken Fußes bei der Messung

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h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h h h h i i i i i j j j j j j j j h h h h h e e e f f f f f g g g g g g g g h h h h d e e e f f f f f g g g g g g g g h h h d d e e e f f f f f g g g g g g g g c c c d d e e e f f f f f g g g g g g g g c c c d d e e e f f f f f g g g g g g g g c c c d d e e e f f f f f g g g g g g g g c c c d d e e e f f f f f g g g g g g g g c c c d d e e e f f f f f g g g g g g g g c c c d d e e e f f f f f g g g g g g g g c c c d d e e e f f f f f g g g g g g g g c c c d d e e e f f f f f g g g g g g g g b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b b a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a a

Abb. 10 Die Maske des linken Fußes wurde in das neue PC–Programm „Balancer Framework“ portiert

(32)

Ferse M01

Mittelfuß M02

Ballen 5 M07

Ballen 4 M06

Ballen 3 M05

Ballen 2 M04

Ballen 1 M03

Zehe 3-5 M010

Zehe 2 M09

Zehe 1 M08 13,67 6,42 0,12 0,48 0,72 0,08 0,25 2,05 4,84 4,79

12,87 6,01 0,05 0,47 0,61 0,09 0,4 1,8 4,25 5,39

12,66 5,68 0,1 0,5 0,69 0,05 0,26 1,81 3,86 4,67

12,86 5,74 0,09 0,6 0,92 0,07 0,25 2,0 4,04 4,56

12,05 5,72 0,07 0,51 0,68 0,15 0,22 2,05 4,32 4,7 12,84 5,96 0,08 0,52 0,62 0,08 0,27 2,1 4,44 5,15

12,62 5,75 0,08 0,51 0,7 0,14 0,33 1,83 4,29 5,46

10,86 5,26 0,12 0,63 0,77 0,15 0,2 2,17 4,33 4,41

11,84 5,71 0,11 0,52 0,83 0,07 0,36 1,8 3,83 4,94 11,41 5,64 0,07 0,47 0,71 0,17 0,43 1,89 3,94 5,04

12,88 5,28 0,09 0,5 0,57 0,11 0,37 1,82 3,72 5,16

10,7 5,13 0,09 0,54 0,62 0,05 0,37 1,77 3,83 5,65

11,17 5,13 0,1 0,6 0,8 0,06 0,26 1,93 3,83 4,39

12,47 5,5 0,1 0,53 0,74 0,18 0,3 1,81 3,65 4,57

11,55 5,2 0,15 0,6 0,85 0,19 0,35 2,19 3,78 5,1 11,18 5,05 0,09 0,55 0,64 0,16 0,34 1,97 3,81 4,67

12,59 5,74 0,11 0,58 0,85 0,2 0,32 2,07 3,66 4,56

11,72 5,57 0,1 0,54 0,75 0,27 0,35 1,98 3,45 4,43

11,22 5,06 0,08 0,51 0,81 0,17 0,34 1,68 3,52 5,14 10,17 4,83 0,09 0,53 0,62 0,21 0,53 1,79 3,77 6,16

10,4 4,99 0,09 0,46 0,81 0,11 0,29 1,91 3,52 4,38

12,25 5,51 0,11 0,53 0,88 0,31 0,32 2,45 4,21 5,05

12,29 5,28 0,1 0,51 0,74 0,29 0,33 2,37 4,57 4,52

Tab. 2 Zahlenwerte in kg. Diese Werte sind aus der Abb. 10 (Maske) mit dem neu geschrieben PC Pro- gramm „Balancer Framework“ ermittelt worden. Die Daten aus Tab. 2 werden mit dem Statistik- programm SPSS Version 18 ausgewertet.

(33)

3.4. Testaufbau

Für die Messungen wurde ein Laufband der Firma „CADMAX“ benutzt, wie es in Praxen oder Rehabilitationszentren zum Einsatz kommt. Dieses Laufband steht unter dem Medical Balancer.

Folgende Westenmodelle wurden im Rahmen der Studie im Vorfeld getestet:

Das Sprintex Callis Trac 60 Reha-Gurt-Korsett (Abb. 11), der Meckel Miller Auf- fanggurt AGU 90 (Abb. 12) und eine Miller Dura-Flex Auffangweste (Abb. 13).

Abb. 11 Test-Weste Sprintex Callis Trac 60 Reha-Gurt-Korsett

(34)

Die getesteten Modelle bereiteten jedoch den Probanden diverse Probleme bei den Entlastungsstufen. Zu schmale Beingurte scheuerten an den Beinen und verrutschten bei Entlastung in den Schritt. Die mangelnde Fixierungsmöglichkeit der Westen am Rumpf war ein weiteres Ausschlusskriterium. Aus diesem Grund rutschten die Westen während der Entlastung in die Achseln, so dass der Plexus brachialis komprimiert wurde und die Probanden über Taubheitsge- fühle in den Armen und Fingern klagten.

Abb. 12 Test-Weste Meckel Miller „Auffanggurt AGU 90“

(35)

Abb. 13 Test-Weste Miller Dura-Flex Auffangweste

In dieser Studie kam die Weste „695 SHBD MAGS Suspension Vest“ (Abb. 14) des US-amerikanischen Herstellers Maine Anti-Gravitiy Systems zum Einsatz.

Diese wird bereits für das Gangtraining bei Schlaganfallpatienten und bei Ver- letzungen des Bewegungsapparates in den USA für therapeutische Zwecke eingesetzt. Der Vorteil dieser Weste gegenüber den in Deutschland erhältlichen und verwendeten Westen in der Ganganalyse besteht darin, dass sie sich an den Beinen gut fixieren lässt, während des Gehens nicht verrutscht und leicht am Oberkörper zu befestigen ist. Ein weiterer Vorteil dieser Weste ist die einfa- che Handhabung für den Therapeuten. Die Probanden konnten während der gesamten Versuchsreihe beim Anziehen der Weste auf beiden Füßen stehen, was das Anlegen der Gurte mit Klettverschlüssen an der unteren Extremität und am Rumpf erleichtert. Der genannte Sachverhalt gewährleistet, dass ein Patient mit 15 kg Teilbelastung beim Anziehen nicht auf einem Bein stehen kann und

(36)

darf. Die Weste „Maine Anti–Gravity Systems“ (Abb. 14) zeichnet sich auch dadurch aus, dass diese Westen in verschieden Größen erhältlich sind. Eine optimale Anpassung der Weste bei den männlichen und weiblichen Probanden wurde auf diesem Wege bei der Durchführung der Tests gewährleistet. Für die Untersuchungen wurden zwei Westengrößen verwendet:

- Größe „S“, für einen Bauchumfang von 71,2 cm- 81,3 cm - Größe „L“, für einen Bauchumfang von 91,5 cm- 102,5 cm

Abb. 14 Weste 695 SHBD MAGS Suspension Vest, die für die Messungen benutzt wurde

(37)

Die Messsohlen der Firma TEKSCAN, Boston, USA wurden zur Pedographie verwendet (Nolan et al., 2009 und Woodburn et al., 1996). Für die „Im-Schuh- Druckverteilungsmessung“ wurden die Sohlen mit dem Produktnamen Fast- Scan verwendet (Abb. 15). Auf jeder Messsohle befinden sich 960 Sensoren, pro cm² sind ~ 4 Sensoren vorhanden (Mozgova et. al., 2010).

Die Sohlen können individuell für jede Schuhgröße zurechtgeschnitten werden (Mozgova et al., 2010). Diese Sohlen wurden in die Schuhe der Probanden gelegt (Abb. 17). Danach wurde eine Bandage mit Klettverschluss um die Malleo- lengabel gewickelt (Abb. 16). An diesem wurde die Steckverbindung für die Ka- bel, die zum PC führen, als auch der Stecker der Messsohle per Klettband befestigt. Die Daten wurden während der Laufanalyse durch das Computerpro- gramm „FastScan Clinical Software (Version 6.3.1) aufgezeichnet (Mozgova et al., 2010). Anschließend wurden die Daten mit IMS-IW bearbeitet und später mit dem Statistikprogramm SPSS, Version 18 ausgewertet.

Abb. 15 Messsohlen der Firma TEKSCAN mit dem Produktnamen FastScan, die für die Messungen verwendet wurden

(38)

Abb. 16 Befestigung der Messsohlen an der Malleolengabel

Abb. 17 Lage der Messsohlen im Schuh für die Messung

(39)

3.5. Probanden

Die Auswahl der Probanden erfolgte nicht nach dem Zufallsprinzip. Die Teil- nahme der Probanden war freiwillig. Es handelt sich um 30 Probanden, wovon 10 weibliche und 20 männliche zur Untersuchung zur Verfügung standen (Abb.

18). Das Alter reichte von 20 bis 50 Jahren. Das Durchschnittsalter betrug 30,8 Jahre. Die Gewichtsspanne der Probanden reichte von 51,5 kg (weiblich) bis 112,2 kg (männlich). Die Schuhgrößen der Probanden umfassten die Größen 37 bis 47. Die Messungen wurden in flachen Freizeitschuhen der Probanden durchgeführt und mussten geschlossen sein, damit die Sohlen hineingelegt werden konnten.

Ausschlusskriterium für die Messungen war, dass die Probanden Verletzungen im Bereich der unteren Extremität aufwiesen. Auffälligkeiten im Bereich der Fü- ße zeigten die Probanden nicht.

Abb. 18 Darstellung der Geschlechterverteilung 0

5 10 15 20 25 30

Männer Frauen

(40)

3.6. Durchführung der Tests

Die Durchführung der Tests (Abb. 26) erfolgte für jeden Probanden nach dem gleichen Ablauf. Für jeden Probanden wurde eine neue Messsohle verwendet und individuell zugeschnitten. Der Proband stellte sich mit Strümpfen auf die Sohle. Mit einem Stift wurde der Fußumriss des Probanden auf die Sohle aufgezeichnet und ausgeschnitten. Anschließend wurden die Sohlen in den Schuh (Abb. 17) des jeweiligen Probanden gelegt. Danach wurde das Körpergewicht des Probanden mit einer digitalen Personenwaage ermittelt (Abb. 19).

Abb. 19 Ermittlung des Körpergewichtes bei einem Probanden

(41)

Die Weste wurde an der Aufhängung des Medical Balancers befestigt und kalibriert (Abb. 20).

Abb. 20 Kalibrierung der Weste

(42)

Der Proband wurde auf das Laufband gestellt. Die Auswahl der Weste „S“ oder

„L“ wurde vorher nach der Größe des Bauchumfangs ermittelt. Im Laufe der Untersuchungen stellte sich heraus, dass die Weste durch die Gehbewegung der Patienten leicht verrutscht, wenn sie nicht mit Hilfe einer externen Person in einer bestimmten Reihenfolge angelegt wird (Abb. 21-23).

Abb. 21 Anlegen der Weste, Schritt 1

(43)

Danach wurden die Klettverschlüsse an den Malleolengabeln befestigt und die Stecker der Sohlen mit dem zum PC führenden Kabel verbunden. Daraufhin erfolgte eine erneute Kalibrierung des Medical Balancers mit dem Probanden (Abb. 24).

Abb. 24 Erneute Kalibrierung des Medical Balancer mit dem Probanden

(44)

Anschließend erfolgte die Schrittkalibrierung der Messsohlen TEKSCAN Fast- Scan (Abb. 25). Vor jeder Laufanalyse wurde das Restgewicht unter den Fuß- sohlen erneut ermittelt.

Abb. 25 Schrittkalibrierung des linken Fußes

Die Messdauer auf dem Laufband betrug für die Kraftverteilungen, Vollbelas- tung, 45 kg Restgewicht, 30 kg Restgewicht und 15 kg Restgewicht jeweils 30 Sekunden. Die gesamte Messung betrug für jeden Probanden 15 Minuten, inklusive dem Zuschneiden der Sohlen, der Ermittlung des Körpergewichtes, des Anziehens der Weste, der Kalibrierungen und der kompletten Messung.

Das Gangtempo wird in der Literatur mit 108-120 Schritten in der Minute beschrieben (Jacquelin Perry, 2003). Das Laufband wurde für die Untersuchungen mit 2,7 km/h eingestellt.

(45)

Während des Versuchsablaufes ergaben sich Schwierigkeiten, auf die im Fol- genden eingegangen wird. Zum einen traten Probleme während der Schrittka- librierung (Einbeinstand), (Abb. 25) auf. Die Probanden mussten während des Kalibrierungsvorganges still stehen bleiben. Minimale Gleichgewichtsreaktio- nen, tiefes ein- und ausatmen während der Schrittkalibrierung mussten vermieden werden, damit die Datenübertragung gewährleistet werden konnte. Aus diesem Grund musste der Schrittkalibrierungsvorgang bei einigen Probanden mehrfach wiederholt werden.

Zum anderen bereitete das Anziehen der Schuhe mit den innenliegenden Messsohlen FastScan bei manchen Probanden Schwierigkeiten. Eine Falten- bildung musste vermieden werden, um keine oder falsche Messergebnisse zu erhalten.

Zusätzlich stellte die verwendete Weste bei den Probanden, bei denen das Körpergewicht über 75 kg betrug, ein Problem dar. Die Belastungsstufen 30 kg und 15 kg Restgewicht führten dazu, dass der Plexus brachiales komprimiert wurde.

(46)

Versuchsablauf

Zum besseren Verständnis wird der Versuchsablauf in Form eines Flussdia- gramms (Abb. 26) dargestellt. Die Gesamtzeit der Testreihe beträgt pro Pro- band 15 Minuten.

Abb. 26 Versuchsablauf in Diagrammform

Einstellung des Gewichtes: Vollbelastung, Restgewicht 15kg, 30kg und 45kg Ermittlung des Körpergewichtes

Kalibrierung Medical Balancer mit Weste

Anziehen der Weste auf dem Laufband

Befestigung der Messinstrumente

Kalibrierung Medical Balancer mit Proband

Schrittkalibrierung

Testung des Restgewichtes

Messdurchführung Anpassung der Messsohlen

(47)

3.7. Statistik

Die statistische Auswertung erfolgte mit Hilfe des Programms SPSS, Version 18 in Zusammenarbeit mit dem Institut für Biometrie der Medizinischen Hochschule Hannover. Zunächst wurde eine deskriptive Analyse über den Medical Balancer durchgeführt. Hierfür wurden die Schritte (rechts/links) der Probanden bei Voll- belastung (1), 45 kg Restgewicht (2), 30 kg Restgewicht (3) und 15 kg Restge- wicht (4) für 30 Sekunden aufgezeichnet. Die Schritte, die in diesen 30 Sekun- den zurückgelegt wurden, variierten zwischen 16 bis 34 Schritte. Um die Daten statistisch auswerten zu können, wurde in den einzelnen Belastungsstufen (1, 2, 3 u. 4) der Mittelwert der Schrittanzahlen gebildet. Die Varianzanalyse ANOVA (Analysis of Variance) wurde für die statistische Auswertung eingesetzt, um Einflüsse bestimmter Parameter auf die Mittelwerte evaluieren zu können. Als Mehrfachvergleich der Belastungen untereinander wurde der Bon- ferroni–Test durchgeführt.

(48)

Für die statistische Auswertung wurden folgende Hypothesen aufgestellt:

Nullhypothese(H0): Es gibt keinen signifikanten Unterschied des Medical Balancers bei der Regulierung in allen 4 Belastun- gen.

Alternativhypothese (H1): Es gibt einen signifikanten Unterschied des Medical Balancers bei der Regulierung in allen 4 Belastun- gen.

Als Signifikanzniveau wurde p< 0,05 gewählt.

Des Weiteren wurde eine Analyse der absoluten Daten für den Medical Balan- cer durchgeführt. Dabei wurden die Belastungen des Fußes bei Vollbelastung (1), 45 kg Restgewicht (2), 30 kg Restgewicht (3) und 15 kg Restgewicht (4) ermittelt. Der Fuß wurde in 10 Bereiche unterteilt:

- Ferse, M01 - Mittelfuß, M02 - Ballen 5, M07 - Ballen 4, M06 - Ballen 3, M05 - Ballen 2, M04 - Ballen 1, M03 - Zehe 3-5, M010 - Zehe 2, M09 - Zehe 1, M08

(49)

4. Ergebnisse

Im Folgenden werden als erstes die globalen Daten zur allgemeinen Gewichts- entlastung durch den Medical Balancer beschrieben und anschließend die differentiellen Entlastungen an den verschiedenen Punkten der Fußsohle graphisch dargestellt (Abb. 32) und ausgewertet.

4.1. Ergebnisse zur allgemeinen Funktionsfähigkeit des Medical Balancers

Bei den globalen Ergebnissen (Abb. 27) wurden die Werte unter Vollbelastung (1), 45 kg (2), 30 kg (3) und 15 kg (4) Restgewicht aus den Körpergewichten der Probanden (n = 30) berechnet.

Im ersten Schritt wurde geprüft, ob die angestrebten Restbelastungen durch den Medical Balancer erreicht werden konnten.

Abb. 27 Mittelwerte der Belastungsstufen: Vollbelastung, 45 kg, 30 kg und 15 kg, die aus den Körpergewichten aller Probanden errechnet wurden

Das Durchschnittsgewicht aller 30 Probanden betrug 88,9 kg bei Vollbelastung.

88,9

49,54

33,6

18,34

0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100

VB 45kg Restgew. 30kg Restgew. 15kg Restgew.

Belastung in kg

(50)

schnittsgewicht 49,54 kg, was 55,7 % der Vollbelastung entspricht. Die analo- gen Daten für die Versuchsbedingungen 30 kg sind 33,6 kg und entsprechen einem prozentualen Anteil von 37,8 %. Bei einem Restgewicht von 15 kg liegt das gemessene Durchschnittsgewicht bei18,34 kg, was einen prozentualen An- teil von 20,6 % bedeutet.

Anhand der ermittelten Daten ist eine Annäherung an das Idealgewicht der Ent- lastung durch den Medical Balancer in allen Belastungsstufen mit einer minima- len Divergenz von 3 kg bis 4 kg mehr an Gewicht in den einzelnen Entlastungs- stufen erreicht worden.

Dieser Trend spiegelt sich auch in den errechneten prozentualen Anteilen am Gesamtgewicht wieder, die sich kontinuierlich bis auf etwa ein Fünftel des Ge- samtgewichtes reduzieren.

Um den Unterschied zwischen den einzelnen Belastungsstufen zusätzlich zu verdeutlichen, wurden die Gruppen paarweise gegeneinander (Tab. 3) verglichen. Da es sich dabei um eine multiple Testprozedur handelt, wurde eine an- schließende Bonferronikorrektur durchgeführt. Alle Differenzen zwischen den Belastungsgruppen unterscheiden sich hoch signifikant voneinander mit einem p<0,001.

Belastungen 1 2 3 4

1 --- 0,001 0,001 0,001

2 0,001 --- 0,001 0,001

3 0,001 0,001 --- 0,001

4 0,001 0,001 0,001 ---

Tab. 3 Mehrfachpaarvergleich der 4 Belastungsstufen untereinander; Signifikanz der Mittelwerte beträgt (Bonferronikorrektur) p< 0,001

(51)

4.2. Differentielle Ergebnisse zur Wirkung des Medical Balancers

Für die Berechnung der differentiellen Ergebnisse wurden die Schritte, rechter und linker Fuß (n = 60), der 30 Probanden zu Grunde gelegt, die innerhalb von 30 Sekunden beim Gehen zurückgelegt wurden. Ermittelt wurden die erreichten Entlastungen an den vorher festgelegten Druckpunkten der Plantarfläche des Fußes. Untersucht wurde, wie bei Vollbelastung (1), 45 kg (2), 30 kg (3) und 15 kg (4) Restgewicht die 10 Bereiche des Fußes während des Gehens belastet werden.

Im Anschluss werden die Mittelwerte der Schritte (n = 60) im Überblick (Abb. 28-31) als auch im Einzelnen nach der Stärke ihrer Belastungen berechnet und graphisch dargestellt (Abb. 36-45).

- Hoch belastet: Ferse(M01), Mittelfuß(M02), Ballen 1(M03), Zehe 1(M08) und Ballen 2(M04)

- Mittel belastet: Ballen 3(M05)

- Niedrig belastet: Ballen 4(M06), Ballen 5(M07), Zehe 2(M09) und Zehe (3-5)(M10)

(52)

Beginnend mit der Vollbelastung werden die Werte der einzelnen Druckpunkte an der Plantarfläche des Fußes dargestellt. Anschließend erfolgt die graphische Darstellung für 45 kg, 30 kg und 15 kg Restgewicht.

Abb. 28 Graphische Darstellung des Vergleichs der 10 Bereiche bei Vollbelastung (1) in kg

Bei Vollbelastung tritt die stärkste Belastung mit 47,12 kg an der Ferse auf, während der Mittelfuß dagegen mit einer Belastung von 24,83 kg den zweit- höchsten Rang einnimmt. Ballen 1 und Ballen 2 werden annähernd gleich wäh- rend der Vollbelastung belastet. Auffallend ist, dass Ballen 4 als auch Ballen 5 fast gleich stark belastet werden, da der laterale Fuß in diesem Bereich beim Gehen nicht so stark beansprucht wird.

17,39 16,33

6,41 8,65

24,83

6,37

47,12

13,17

6,04 5,38 0

5 10 15 20 25 30 35 40 45 50

Balle n2

Balle n1

Ballen 4

Ballen3

Mittelfuss

Ballen5

Ferse

Zehe1

Zehe3-5

Zehe2 Vollbelastung

Belastung in kg

(53)

Abb. 29 Graphische Darstellung des Vergleichs der 10 Bereiche bei 45 kg (2) Restgewicht in kg

Die Ferse ist auch bei 45 kg Restgewicht der am stärksten belastete Bereich.

Hier beträgt die durchschnittliche Belastung 33,37 kg im Mittelwert aller Pro- banden. Am Mittelfuß liegt diese Belastung bei 14,3 kg. Auffällig ist auch hier die annähernd gleiche Belastung bei Ballen 1 und Ballen 2, wobei sich der Druck im Vergleich zur Vollbelastung fast halbiert hat. Zehe1 wird mit 22,1 % belastet, was einem Wert von 9,98 kg entspricht. Die Zehe1 wird hier prozentu- al stärker belastet als bei VB. Auf den übrigen Bereichen liegt ein vergleichs- weise geringeres Gewicht.

9,52 9,04

3,96 5,05

14,3

4,02

33,37

9,98

4,51 4,45 0

5 10 15 20 25 30 35 40 45 50

Balle n2

Balle n1

Balle n4

Balle n3

Mittelfus s

Balle n5

Ferse

Zehe1 Zehe3

-5

Zehe2 45kg Restgewicht

Belastung in kg

(54)

Bei einem Restgewicht von 30 kg liegt auf dem hoch belasteten Teil des Fußes der Ferse ein Gewicht von 24,54 kg. Das entspricht einer prozentualen Belas- tung von 81,8 %. Der Mittelfuß wird mit 10,23 kg belastet, was einen prozentualen Anteil von 34,1% ausmacht. Ballen 1 und Ballen 2 werden annähernd gleich belastet und differieren um 1 kg. Zehe1 wird mit 24,4 % belastet.

Die restlichen Bereiche des Fußes liegen weit unter dem vorgegeben Restge- wicht von 30 kg.

5,69 4,96

3,14 3,58

10,23

3,35

24,54

7,32

3,79 3,72 0

5 10 15 20 25 30 35 40 45 50

Balle n2

Balle n1

Ballen 4

Ballen3

Mittelfuss

Ballen5

Ferse

Zehe1

Zehe3-5

Zehe2 Restgewicht 30kg

Belastung in kg

(55)

Bei einem Restgewicht von 15 kg zeigt sich im Fersenbereich eine Belastung von 13,83 kg, was einen prozentualen Anteil von 92,2 % beträgt. Der Mittelfuß weist eine Belastung von 5,53 kg auf. Zehe1 wird mit 19,5 % belastet. Die restlichen Punkte am Fuß werden bei 15 kg Restgewicht mit 2 kg bis 3 kg belastet.

Grundsätzlich wird eine systematische Reduktion des gemessenen Gewichtes in allen Punkten in den unterschiedlichen Belastungen deutlich.

2,27 1,77 1,73 1,79 5,53

1,99

13,83

2,93 2,36 1,86 0

5 10 15 20 25 30 35 40 45 50

Balle n2

Balle n1

Balle n4

Balle n3

Mitte lfuss

Ballen5 Ferse

Zehe1 Zehe3-5

Zehe2 Restgewicht 15kg

Belastung in kg

(56)

Erwarteter Wert aus der prozentualen Abnahme des Gesamtgewichts Vollbelastung

100 %

45 kg Restgw.

55,7 %

30 kg Restgw.

37,8 %

15 kg Restgw.

20,6 %

M01 (Ferse) * Real

47,17 kg 26,27 kg * 33,37 kg

17,83 kg 24,54 kg

9,72 kg 13,83 kg M02 (Mittel-

fuß) Real

24,83 kg 13,83 kg

14,3 kg

9,39 kg

10,23 kg

5,11 kg

5,53 kg M03 (Ballen1)

Real

16,33 kg 9,09 kg 9,04 kg

6,17 kg 4,96 kg

3,36 kg 1,77 kg M04 (Ballen2)

Real

17,39 kg 9,69 kg 9,52 kg

6,57 kg 5,69 kg

3,53 kg 2,27 kg M05 (Ballen3)

Real

8,65 kg 4,82 kg 5,05 kg

3,27 kg 3,58 kg

1,78 kg 1,79 kg M06 (Ballen4)

Real

6,41 kg 3,57 kg 3,96 kg

2,42 kg 3,14 kg

1,32 kg 1,73 kg M07 (Ballen5)

Real

6,37 kg 3,55 kg 4,02 kg

2,41 kg 3,35 kg

1,31 kg 1,99 kg M08 (Zehe1)

Real

13,17 kg 7,34 kg 9,98 kg

4,98 kg 7,32 kg

2,71 kg 2,93 kg M09 (Zehe 2)

Real

5,38 kg 3,00 kg 4,45 kg

2,03 kg 3,72 kg

1,12 kg 1,86 kg M10 (Zehe 3-

5) Real

6,04 kg 3,36 kg

4,51 kg

2,28 kg

3,79 kg

1,24 kg

2,36 kg

Tab. 4 Tabellarische Übersicht der gemessenen Daten bei Vollbelastung, 45 kg, 30 kg und 15 kg Restgewicht: hoch belastet, mittel belastet, niedrig belastet

* Erwarteter Wert bei gleicher Verteilung wie unter Vollbelastung

Bei der Ferse sollen bei einem angestrebten Restgewicht von 45 kg 55,7 % der

(57)

Abb. 32 Pedographie des linken Fußes, unterteilt in 10 Bereiche.

M01/Ferse, M02/Mittelfuß, M03/Ballen 1, M04/Ballen 2, M05/Ballen 3 M06/Ballen 4, M07/Ballen 5, M08/Zehe 1, M09/Zehe 2, M10/Zehe 3-5

(58)

Mit Hilfe der Tab. 4 sollen nun die erwarteten Werte (EW) mit den Realwerten (RW) bei 45 kg, 30 kg und 15 kg Restgewicht verglichen werden.

EW / RW + Realwert stärker als erwarteter Wert

EW / RW 0 Realwert und erwarteter Wert fast identisch

EW / RW - Realwert niedriger als erwarteter Wert

(59)

Erwartete- und Real-Werte bei 45 kg Restgewicht

M01/Ferse, M02/Mittelfuß, M03/Ballen 1, M04/Ballen 2, M05/Ballen 3, M06/Ballen 4, M07/Ballen 5, M08/Zehe 1, M09/Zehe 2, M10/Zehe 3-5

(60)

RW und EW differieren bei 45 kg Restgewicht um 7,1 kg. Für Ballen1 gilt hier, dass RW und EW fast identisch sind, was bei den anderen stärkeren Entlastun- gen nicht der Fall ist. Der RW liegt hier jeweils niedriger als der EW. Für die übrigen Bereiche am Fuß liegt RW über dem EW, wobei hier die Zehen am stärksten belastet werden. RW unterscheidet sich zu EW bei der Zehe 1 um 2,64 kg, Zehe 2 um 1,45 kg und Zehe 3-5 um 1,15 kg.

(61)

Erwartete- und Real-Werte bei 30kg Restgewicht

(62)

Bei einem Restgewicht von 30 kg ist auch hier die Ferse der Bereich bei dem der RW über dem EW liegt. Die Differenz beträgt 6,71 kg. Dieses Ergebnis zeigt sich auch in dem Bereich des Mittelfußes, im lateralen Bereich des Fußes und der Zehen. Wie bei einem Restgewicht von 15 kg, ist auch bei 30 kg Restge- wicht der RW niedriger als der EW. Demnach kommt es am Fuß zu einer proportional stärkeren Entlastung als errechnet. Bei Ballen 3 sind RW und EW fast identisch.

(63)

Erwartete- und Real-Werte bei 15kg Restgewicht

(64)

Auf der Ferse liegt auch bei der Reduktion des Gewichtes eine überproportiona- le Belastung, d.h. der berechnete Wert liegt unter dem Realwert. Die Differenz beträgt 4,11 kg. Der Mittelfuß weißt bei 15 kg Restgewicht einen fast identi- schen EW und RW auf.

Bei Ballen 1 und Ballen 2 hingegen liegt der Realwert deutlich unter dem EW.

Hier kommt es zu einer proportional stärkeren Entlastung. In den Bereichen des Ballen 3 und Ballen 4 sind EW und RW fast identisch. Das bedeutet, dass mit zunehmender Entlastung es zu einer Annäherung zwischen dem EW und RW kommt, da das Limit der Entlastung erreicht ist.

(65)

Hoch belastet

Abb. 36 Graphische Darstellung der Mittelwerte Ferse, M01 in kg

Bei der Ferse ist eine annähernde Halbierung des Gewichtes von VB zu 30 kg Restgewicht bei den Messungen festzustellen. Die Entlastung von VB zu 45 kg Restgewicht differiert um 13,8 kg. Die Differenz von 30 kg zu 15 kg Restgewicht beträgt 10,71 kg. Das Gewicht von VB zu 15 kg Restgewicht minimiert sich um etwas mehr als das Dreifache.

Vergleicht man die Kilogrammwerte untereinander ist zu erkennen, dass es zu einer linearen Reduktion der Belastungen kommt.

Das gemessene Gewicht von 24,54 kg unter der Ferse liegt deutlich unter dem eingestellten Restgewicht von 30 kg. Die Belastungsreduktion von 30 kg Rest- gewicht zu 15 kg Restgewicht hat sich nahezu halbiert.

47,17

33,37

24,54

13,83

0 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50

Belastung in kg

(66)

Abb. 37 Graphische Darstellung der Mittelwerte Mittelfuß, M02 in kg

Der Mittelwert im Bereich des Mittelfußes liegt bei 45 kg Restgewicht, um das Dreifache unter dem vorgegebenen Gewicht. Bei 30 kg Restgewicht beträgt der gemessene Wert 10,23 kg. Dieser Wert hat sich ebenfalls um das Dreifache reduziert. Diese nahezu dreifache Reduzierung zeigt sich auch bei 15 kg Rest- gewicht. Aus den gemessenen Werten geht deutlich hervor, dass von einer zu- nehmenden Entlastung des Mittelfußes auszugehen ist.

24,83

14,3

10,23

5,53 0

5 10 15 20 25 30 35 40 45 50

Belastung in kg

(67)

Abb. 38 Graphische Darstellung der Mittelwerte Ballen 1, M03 in kg

Die Belastung unter Ballen1 beträgt bei 45 kg Restgewicht 9,04 kg. Der gemessene Wert liegt deutlich unter dem vorgegebenen Gewicht. Der Wert liegt um das Fünffache niedriger als der zu erwartete Wert. 16,5 % wird Ballen 1 bei 30 kg Restgewicht belastet. Um den 8,5-fachen Wert niedriger liegt die Belas- tung bei 15 kg Restgewicht, was eine 11,8 % Belastung darstellt. Der Mess- punkt von Ballen 1 zeigt einen linear abnehmenden Verlauf bei zunehmender Entlastung.

16,33

9,04

4,96

1,77 0

5 10 15 20 25 30 35 40 45 50

Belastung in kg