Der Ein­fluss drei­er Greif­po­si­tio­nen auf kine­ti­sche und kine­ma­ti­sche Para­me­ter beim Rollstuhlantrieb

Ein­lei­tung

Die „Sta­tis­tik der schwer­be­hin­der­ten Men­schen“ des Sta­tis­ti­schen Bun­des­amts ¹ besagt, dass im Jahr 2011 1,41 Mil­lio­nen Men­schen in Deutsch­land auf den Roll­stuhl ange­wie­sen waren. Für die­se Men­schen stellt der Roll­stuhl eine Mobi­li­täts­ga­ran­tie dar, bei der eine indi­vi­du­el­le Roll­stuhl­ad­apt­a­ti­on eine gro­ße Rol­le spielt. Da unter­schied­li­che Ein­stel­lun­gen von Sitz­höhe, Sitz­nei­gung, Antriebs­rad­grö­ße etc. Ein­fluss auf die Dyna­mik haben, soll­ten wei­ter­füh­rend auch Bewe­gungs­ab­läu­fe vor allem beim Antrieb betrach­tet und unter­sucht wer­den. Um den Antrieb in Bezug auf die Aus­wir­kun­gen drei­er unter­schied­li­cher Greif­po­si­tio­nen auf den Ver­lauf des Kraft­an­griffs­punkts und der Vor­triebs­kraft (kine­ti­sche Para­me­ter) sowie auf die Win­kel­ver­läu­fe des Ober­kör­pers (kine­ma­ti­sche Para­me­ter) genau­er zu unter­su­chen, wur­den im Rah­men der vor­lie­gen­den Stu­die ver­schie­de­ne Mes­sun­gen durchgeführt.

Stand der Wissenschaft

Zweck eines Roll­stuhls ist es, dem Pati­en­ten trotz sei­ner kör­per­li­chen Ein­schrän­kun­gen größt­mög­li­che Mobi­li­tät zu ver­schaf­fen ². Die Fort­be­we­gung, also auch der Roll­stuhl­an­trieb, stellt ein zen­tra­les Ele­ment dar, um die­ses Maß an Mobi­li­tät zu ermög­li­chen. Der Antrieb eines Roll­stuhls unter­liegt dabei einer Viel­zahl von Einfluss­ fak­to­ren, z. B. der Sitz­po­si­ti­on des Roll­stuhl­fah­rers. Im wei­te­ren Ver­lauf wird der Fokus auf den akti­ven Antrieb des Roll­stuhls mit den Armen gelegt.

Eng­ström ³⁴ hat sich mit dem „opti­ma­len Roll­stuhl­an­trieb“ beschäf­tigt. Bei einem opti­mal ein­ge­stell­ten Roll­stuhl soll­ten dem­nach die Greif­reifen mög­lichst weit oben gegrif­fen wer­den ⁵. Das hohe Grei­fen ermög­licht einen gro­ßen Bewe­gungs­um­fang und erlaubt ein ruhi­ges Antrei­ben. Eng­ström beschreibt eine Posi­tio­nie­rung der Ach­se der Antriebs­rä­der von 5 bis 10 cm vor der Schul­ter als opti­ma­le Ein­stel­lung ⁶, um den Roll­stuhl mög­lichst leicht antrei­ben zu kön­nen. Gleich­zei­tig ermög­licht die­se Posi­ti­on der Antriebs­rä­der ein leich­te­res „Ankip­pen“ der Vor­der­rä­der, um Hin­der­nis­se zu über­win­den und dadurch die Mobi­li­tät des Roll­stuhl­fah­rers zu erhö­hen. Die Hän­de voll­füh­ren dabei eine ova­le Bewe­gung ⁷. Die­se unter­teilt der Autor in einen Arbeits­weg und einen Leer­weg ⁸⁹. Da die initia­le Greif­po­si­ti­on laut Robert­son et al. (1996) ¹⁰ bei erfah­re­nen Roll­stuhl­fah­rern leicht zurück­ge­la­gert ist, kann der Arbeits­weg zudem in einen Zugund Druck­bo­gen unter­teilt werden.

For­schungs­ar­bei­ten aus dem Bereich Roll­stuhl­ver­sor­gung befas­sen sich unter ande­rem mit den Schwer­punk­ten Bewe­gung und Fort­be­we­gung im Roll­stuhl. Bonin­ger et al. (1997) ¹¹ unter­such­ten bspw. in einer Stu­die die drei­di­men­sio­na­len Kräf­te am Greif­rei­fen. Sechs Para­lym­pics-Ath­le­ten (5 Pro­ban­den mit trau­ma­ti­scher Rücken­marks­ver­let­zung, 1 Pro­band mit Spi­na bifi­da) mit unein­ge­schränk­ter Arm­funk­ti­on waren als Teil­neh­mer in die Mes­sun­gen inklu­diert. Der Roll­stuhl befand sich im Mess­auf­bau auf einem sta­tio­nä­ren Dyna­mo­me­ter. Die Mes­sung der kine­ti­schen Daten erfolg­te mit­tels eines Smar­theel® (Fa. Three Rivers Hol­ding). Syn­chro­ni­siert dazu kam ein Drei-Kame­ra-Bewe­gungs­ana­ly­se­sys­tem zum Ein­satz, um kine­ma­ti­sche Daten der Pro­ban­den zu erfas­sen. Die Ergeb­nis­se zei­gen unter ande­rem, dass die für die Vor­wärts­be­we­gung zustän­di­ge Tan­gen­ti­al­kraft den größ­ten Anteil der Gesamt­kraft bei den unter­such­ten Pro­ban­den aus­macht (ca. 50 %) ¹².

Rus­sell et al. (2015) ¹³ ana­ly­sier­ten die Anpas­sung der Vor­triebs­tech­ni­ken beim Roll­stuhl­fah­ren bei Erhö­hung der Geschwin­dig­keit. Für den Mess­auf­bau wur­de ein Leicht­ge­wicht­roll­stuhl auf einem Ergo­me­ter mon­tiert. Mit­tels Smart-Wheel® wur­den wäh­rend des Vor­triebs kine­ti­sche Daten auf dem sta­tio­nä­ren Ergo­me­ter erfasst. Zusätz­lich stand ein 3D-Bewe­gungs­ana­ly­se­sys­tem, bestehend aus sechs Kame­ras, zur Ver­fü­gung (Coda Moti­on Ana­ly­sis, Fa. Coda­mo­ti­on Solu­ti­ons). An der Mes­sung nah­men 40 erfah­re­ne manu­el­le Roll­stuhl­fah­rer mit Quer­schnitt­läh­mung (Level T2 bis L3) teil. Die Ergeb­nis­se doku­men­tie­ren, dass sich bei 15 der 40 Pro­ban­den eine Stei­ge­rung von mehr als 10 Nm des Net­to­ge­lenk­mo­ments der Schul­ter bei hoher Geschwin­dig­keit im Ver­gleich zur nor­ma­len Geschwin­dig­keit abbil­de­te. Bei Betrach­tung der Reak­ti­ons­kräf­te am Greif­rei­fen zeig­te sich dar­über hi­naus bei hoher Geschwin­dig­keit bei 22 von 40 Pro­ban­den eine Erhö­hung von mehr als 10 N gegen­über der nor­ma­len Geschwin­dig­keit. Zudem ver­kürz­te sich bei fast allen Teil­neh­mern (39 von 40) die Kon­takt­zeit am Greif­rei­fen bei der höhe­ren Geschwin­dig­keit ¹⁴.

Die Arbeits­grup­pe Kawa­da et al. (2015) ¹⁵ hat sich mit dem The­ma des Ein­flus­ses einer Sitz­auf­la­ge beim sta­tio­nä­ren Sit­zen im Roll­stuhl und dem manu­el­len Roll­stuhl­vor­trieb befasst. Syn­chron wur­den kine­ma­ti­sche Daten mit Hil­fe eines 3D-Bewe­gungs­ana­ly­se­sys­tems (Fa. Vicon®) erfasst. Hier­zu wur­den 18 Pro­ban­den (17 männ­lich, 1 weib­lich) mit halb­sei­ti­ger Läh­mung (9 links­sei­tig, 9 rechts­sei­tig), die durch unter­schied­li­che Krank­heits­bil­der ent­stan­den waren, in die Stu­die inklu­diert. Die Pro­ban­den wur­den in einem ers­ten Test sit­zend ohne Bewe­gung gemes­sen. Im zwei­ten Test wur­den sie instru­iert, den Roll­stuhl mit drei ein­sei­ti­gen Fuß­vor­triebs­zy­klen im Mess­vo­lu­men anzu­trei­ben. Die Ergeb­nis­se zeig­ten einen signi­fi­kan­ten Unter­schied der Becken­nei­gung zwi­schen der sta­tio­nä­ren Situa­ti­on (11.4° ± 3.9°) und den drei Vor­triebs­zy­klen (1. Zy­klus: 13.5° ± 4.0°; 2. Zyklus: 13.6° ± 4.3°; 3. Zyklus: 13.7° ± 4.0°). Dar­aus schluss­fol­ger­te die Arbeits­grup­pe um Kawa­da, dass es durch die gewähl­te Sitz­auf­la­ge beim ein­bei­ni­gen Roll­stuhl­vor­trieb zu einer kon­ti­nu­ier­li­chen Unter­drü­ckung der Becken­vor­kip­pung kommt ¹⁶.

Fra­ge­stel­lung

Das Haupt­au­gen­merk der vor­lie­gen­den Pilot­stu­die liegt auf der ver­wen­de­ten Mess­tech­nik zur Erfas­sung des Roll­stuhl­an­triebs. Beim metho­di­schen Vor­ge­hen wur­de dabei die Vor­triebs­kraft beim Roll­stuhl­an­trieb mit unter­schied­li­chen Greif­po­si­tio­nen und Ober­kör­per­win­keln in einen Zusam­men­hang gesetzt.

Metho­dik

Pro­ban­den­kol­lek­tiv

Für die Unter­su­chung stan­den fünf Pro­ban­den zur Ver­fü­gung (einer weib­lich, vier männ­lich). Alle waren zum Zeit­punkt der Mes­sun­gen nicht auf den Roll­stuhl ange­wie­sen und hat­ten kei­nen regel­mä­ßi­gen Umgang damit. Wei­te­re Daten kön­nen Tabel­le 1 ent­nom­men werden.

Expe­ri­men­tel­ler Versuchsaufbau

Für die Unter­su­chun­gen wur­de eigens ein expe­ri­men­tel­ler Auf­bau ent­wor­fen. Der ver­wen­de­te Aktiv-Roll­stuhl (Modell „Avant­gar­de T“, Fa. Otto­bock) wur­de mit­tels einer son­der­ge­fer­tig­ten Ach­sen­vor­rich­tung (sie­he das grü­ne Bau­teil in Abb. 1) über eine Feder­waa­ge fest mit dem Gelän­der der Gangstre­cke im Insti­tut für Mess­tech­nik und Bio­me­cha­nik an der Bun­des­fach­schu­le für Ortho­pä­die-Tech­nik ver­bun­den (Abb. 1). Des Wei­te­ren wur­de der Auf­bau so rea­li­siert, dass jedes der vier Räder des Roll­stuhls auf einer Kraft­mess­platt­form (Fa. Amti) stand. Dadurch konn­te für jede Kraft­mess­platt­form ein eige­ner Daten­satz des Cen­ter of Pres­su­re (COP) expor­tiert und für die Schwer­punkt­be­rech­nung her­an­ge­zo­gen wer­den. Mar­kie­run­gen auf den Antriebs­rä­dern und den dar­un­ter­lie­gen­den Kraft­mess­platt­for­men soll­ten dabei gewähr­leis­ten, dass jede Mes­sung mit der iden­ti­schen Rad­stel­lung als Aus­gangs­po­si­ti­on vor­ge­nom­men wur­de. Das Able­sen der auf­ge­brach­ten Antriebs­kräf­te von der Feder­waa­ge erfolg­te mit Hil­fe einer Kamera.

Mess­tech­nik

In den Ver­suchs­auf­bau waren vier Kraft­mess­platt­for­men der Fir­ma Amti inte­griert, die mit einer Mess­fre­quenz von 1000 Hz eine zeit­lich hohe Auf­lö­sung der Bewe­gung rea­li­sier­ten, um den Ver­lauf des Gesamt­kraft­an­griffs­punkts zu mes­sen. Zur Erfas­sung kine­ma­ti­scher Daten kam ein 3D-kine­ma­ti­sches Bewe­gungs­ana­ly­se­sys­tem der Fir­ma Vicon zum Ein­satz. Die­ses bestand aus 12 Infra­rot­ka­me­ras, die das Mess­vo­lu­men abdeck­ten, sowie zwei Video­kameras von sagit­tal und frontal/dorsal zur Auf­zeich­nung der Bewe­gung. Als Mar­ker­mo­dell wur­de das Plug-in-Gait-Modell (PiG-Modell) ¹⁷ gewählt, um die Bewe­gung ganz­heit­lich abbil­den zu kön­nen (Abb. 2).

Durch die­sen Mess­auf­bau konn­te eine Ana­ly­se der auf­ge­brach­ten Antriebs­kraft sowie eine Berech­nung des Gesamt­schwer­punkts rea­li­siert wer­den. Bei der Aus­wer­tung soll­te die maxi­ma­le Distanz in ante­rio­rer bzw. pos­te­rio­rer Rich­tung des Gesamt­schwer­punkts im Hin­blick auf den Ober­kör­per­win­kel sowie die Antriebs­kraft unter­sucht wer­den. Ergän­zend soll­ten die Posi­tio­nen der Fin­ger­mar­ker betrach­tet wer­den, um eine Aus­sa­ge über die Start­po­si­ti­on bei unter­schied­li­chen Greif­po­si­tio­nen tref­fen zu können.

Um die Repro­du­zier­bar­keit der Mes­sun­gen zu gewähr­leis­ten, wur­de jede Mes­sung nach einem stan­dar­di­sier­ten Pro­to­koll durch­ge­führt. Zu Beginn fand eine Ein­ge­wöh­nungs­pha­se für jeden Pro­ban­den statt. Dabei instru­ier­te das Mess­per­so­nal die Pro­ban­den, den Roll­stuhl nor­mal und kräf­tig sowie in nor­ma­ler, hin­te­rer und vor­de­rer Greif­po­si­ti­on anzu­trei­ben. Die Dau­er der Ein­ge­wöh­nung betrug dabei unge­fähr fünf Minu­ten; sie dau­er­te jedoch min­des­tens so lan­ge, bis jeder Pro­band ein Gefühl von Sicher­heit und Kon­trol­le erlangt hatte.

Ins­ge­samt wur­den drei Durch­läu­fe (Tri­als) für jede Antriebs­va­ri­an­te auf­ge­nom­men. Die Rei­hen­fol­ge der Mes­sun­gen war dabei wie folgt festgelegt:

• nor­ma­le Kraft, nor­ma­le Greifposition
• nor­ma­le Kraft, hin­te­re Greifposition
• nor­ma­le Kraft, vor­de­re Greifposition
• maxi­ma­le Kraft, nor­ma­le Greifposition
• maxi­ma­le Kraft, hin­te­re Greifposition
• maxi­ma­le Kraft, vor­de­re Greifposition

Zur Betrach­tung der Greif­po­si­tio­nen wur­de jeweils der ers­te Daten­punkt des lin­ken Fin­ger­mar­kers aus der 3D-kine­ma­ti­schen Daten­er­fas­sung ver­wen­det. Die rech­te Sei­te ergab beim vor­lie­gen­den Pro­ban­den­kol­lek­tiv nahe­zu iden­ti­sche Greif­po­si­tio­nen, sodass kei­ne Asym­me­trien zwi­schen rech­ter und lin­ker Sei­te zu ver­zeich­nen waren, die das Ergeb­nis hät­ten beein­flus­sen können.

Der sagit­ta­le Ober­kör­per­win­kel wur­de mit Hil­fe des 3D-Bewe­gungs­ana­ly­se­sys­tems erfasst. Für die Aus­wer­tung wur­de im Sys­tem ein Mar­ker­stick für die Wir­bel­säu­le sowie für den Ober­schen­kel gene­riert. Der Win­kel zwi­schen die­sen Sticks wur­de dann als sagit­ta­ler Ober­kör­per­win­kel ange­nom­men. Die Berech­nung des Kör­per­schwer­punkts wur­de mit­tels einer eigens für die Mess­rei­he kon­zi­pier­ten Matlab®-Routine (Fa. MathWorks Inc.) realisiert.

Ergeb­nis­se und Diskussion

Feder­waa­ge

Bei der Aus­ein­an­der­set­zung mit den erho­be­nen Daten wur­de deut­lich, dass eine ein­deu­ti­ge Tren­nung zwi­schen nor­mal­kräf­ti­gem und maxi­mal­kräf­ti­gem Antrieb mit­tels Feder­waa­ge in der Mit­tel­wert­dar­stel­lung der Ergeb­nis­se mög­lich ist. Die­se Resul­ta­te bele­gen, dass die Umset­zung der instru­ier­ten Bewe­gungs­auf­ga­ben durch die Pro­ban­den wie gewünscht erfolg­te. Im Hin­blick auf die Greif­po­si­ti­on bil­de­ten die Ergeb­nis­se der Feder­waa­ge jedoch kei­ne erkenn­ba­ren Zusam­men­hän­ge zwi­schen Antriebs­kraft und Greif­po­si­ti­on ab.

Greif­po­si­ti­on

Die 3D-kine­ma­ti­schen Daten las­sen erken­nen, dass die Pro­ban­den sowohl wäh­rend der maxi­mal­kräf­ti­gen als auch bei den nor­mal­kräf­ti­gen Antriebs­si­tua­tio­nen die drei Greif­po­si­tio­nen nach Anwei­sung aus­führ­ten (Abb. 3). Die Greif­po­si­tio­nen „hin­ten“ und „vor­ne“ zei­gen in die­sem Kon­text pro­ban­den­ab­hän­gi­ge Unter­schie­de, die auf indi­vi­du­el­le Gege­ben­hei­ten wie die Kör­per­grö­ße zurück­zu­füh­ren sind. Den­noch liegt bei jedem Pro­ban­den die Greif­ posi­ti­on „vor­ne“ vor und „hin­ten“ hin­ter der Greif­po­si­ti­on „nor­mal“. Die­se Ergeb­nis­se sind ver­gleich­bar mit denen von Robert­son et al. ¹⁸. So zei­gen drei von fünf Pro­ban­den der vor­lie­gen­den Unter­su­chung mit nor­mal­kräf­ti­gem Vor­trieb eine leicht vor­ge­la­ger­te Greif­po­si­ti­on, die auch Robert­son et al. bei uner­fah­re­nen Roll­stuhl­fah­rern fest­stel­len konn­ten ¹⁹.

Ober­kör­per­win­kel

Aus den Ergeb­nis­sen der Mes­sun­gen des Ober­kör­per­win­kels lässt sich ablei­ten, dass es im unter­such­ten Pro­ban­den­kol­lek­tiv zu einer grö­ße­ren Vor­beu­gung bei den maxi­mal­kräf­ti­gen Mes­sun­gen im Ver­gleich zu den nor­mal­kräf­ti­gen Mes­sun­gen kam. Bei die­ser Ober­kör­per­vor­nei­gung kam es jedoch eben­falls zu einem kurz­zei­ti­gen Anhe­ben der Roll­stuhl-Vor­der­rä­der, was durch den gewähl­ten expe­ri­men­tel­len Auf­bau bedingt war: Durch die Befes­ti­gung des Roll­stuhls an der Ach­se der Antriebs­rä­der wur­den ein Abhe­ben und dadurch auch eine ver­stärk­te Ver­klei­ne­rung des Ober­kör­per­win­kels bei maxi­mal­kräf­ti­gem Antrieb beob­ach­tet. Um den Roll­stuhl als Nut­zer sta­bil zu hal­ten, war dem­zu­fol­ge die Ober­kör­per­vor­brin­gung eine der gewähl­ten Stra­te­gien. Die­ser Bewegungs­mechanismus kann als Unter­stüt­zung des Vor­triebs ver­stan­den wer­den, um durch die Last­ver­schie­bung grö­ße­re Kräf­te für den Antrieb gene­rie­ren zu kön­nen. Doch auch bei jeder nor­mal­kräf­ti­gen Mes­sung beweg­ten die Pro­ban­den den Ober­kör­per vor. Dies geschah jedoch in einem gerin­ge­ren Aus­maß als bei den maxi­mal­kräf­ti­gen Messungen.

Zusätz­lich zeig­te sich hin­sicht­lich der Greif­po­si­tio­nen, dass 4 von 5 Pro­ban­den sowohl bei nor­mal­kräf­ti­gem als auch bei maxi­mal­kräf­ti­gem Antrieb in der hin­te­ren Greif­po­si­ti­on die größ­te Ober­kör­per­vor­brin­gung gene­rier­ten. Auf­grund die­ser rück­wär­ti­gen Greif­po­si­ti­on kommt es zu einem schnel­len Abhe­ben der vor­de­ren Räder. Dies ver­an­lasst den Pro­ban­den dazu, eine grö­ße­re Aus­gleichs­be­we­gung des Ober­kör­pers aus­zu­füh­ren, um die Balan­ce zu hal­ten. Inner­halb der Pro­banden­grup­pe gab es hier­bei deut­li­che Unter­schie­de in den Abso­lut­wer­ten der Vor­beu­ge­ma­xi­ma. Grund dafür könn­ten unter­schied­li­che Stra­te­gien sein, die von den Pro­ban­den gewählt wur­den, um den Roll­stuhl in einer sta­bi­len Lage zu halten.

Ähn­lich wie bei Kawa­da et al. ²⁰, die zwi­schen Sta­tik (in Ruhe) und Dyna­mik (im Antrieb, hier: ein­bei­ni­ger Fuß­an­trieb) durch die Becken­nei­gung unter­schei­den konn­ten, lässt sich der Ober­kör­per­win­kel in der vor­lie­gen­den Unter­su­chung anwen­den. Die Ergeb­nis­se zei­gen, dass es in der Dyna­mik (im Antrieb) beim Ober­kör­per­win­kel wie auch bei der Becken­nei­gung zu einer deut­li­chen Ver­än­de­rung (Becken­nei­gung: grö­ße­re Wer­te; Ober­kör­per­win­kel: klei­ne­re Wer­te) im Ver­gleich zur Sta­tik (in Ruhe) kommt. Und auch die von Rus­sell et al. ²¹ geschluss­fol­ger­ten unter­schied­li­chen Stra­te­gien beim Roll­stuhl­an­trieb mit Erhö­hung der Geschwin­dig­keit kön­nen durch den erfass­ten Ober­kör­per­win­kel unter­stützt wer­den. Die Erhö­hung der Roll­stuhl­ge­schwin­dig­keit kommt hier der vor­lie­gen­den Pilot­stu­die der Ände­rung von nor­mal­kräf­ti­gem auf maxi­mal­kräf­ti­gen Antrieb gleich. Die Daten zei­gen somit – wie auch in der Stu­die von Rus­sel et al. – eine ver­grö­ßer­te Ober­kör­per­vor­beu­gung bei maxi­mal­kräf­ti­gem Antrieb im Ver­gleich zum nor­mal­kräf­ti­gen Antrieb.

Cen­ter of Pressure

Für die Aus­wer­tung der COPx-Bewe­gung (x = in Fort­be­we­gungs­rich­tung) in Bezug auf die Antriebs­kraft zeig­te sich der ers­te Kraft­im­puls als ein­deu­tig bestimm­ba­re Grö­ße in allen Tri­als und wur­de dem­zu­fol­ge als geeig­ne­ter Para­me­ter für die Aus­wer­tung her­an­ge­zo­gen. Dabei wies in der Aus­wer­tung (deskrip­tiv) ledig­lich Pro­band 1 einen nahe­zu linea­ren Zusam­men­hang zwi­schen der COPx-Distanz und dem ers­ten Kraft­im­puls der Antriebs­kraft auf (Abb. 4). Das bedeu­tet, dass es zu einer Zunah­me der COPx-Distanz bei zuneh­men­der Antriebs­kraft kommt. Der Zusam­men­hang kommt zum einen durch eine höhe­re Kraft auf die Antriebs­rä­der, zum ande­ren durch eine ver­stärk­te Ent­las­tung der Vor­der­rä­der zustan­de. Die Daten der übri­gen vier Pro­ban­den wei­sen jedoch kei­nen der­ar­ti­gen Zusam­men­hang auf. Zwar weist ein Groß­teil der nor­mal­kräf­ti­gen Mes­sun­gen eben­falls eine gerin­ge­re COPx-Distanz auf, doch sind die Daten­punk­te nicht annä­hernd ver­gleich­bar line­ar verteilt.

Limi­ta­tio­nen

Die vor­lie­gen­de Arbeit und deren Ergeb­nis­se wur­den durch ver­schie­de­ne Fak­to­ren limi­tiert: Zunächst ist das Pro­ban­den­kol­lek­tiv als limi­tie­ren­der Fak­tor zu nen­nen. Die Grö­ße der Proban­ den­grup­pe war mit n = 5 Teil­neh­mern eher klein, für die­se Pilot­un­ter­su­chung jedoch aus­rei­chend. Zudem waren die ver­mes­se­nen Pro­ban­den nicht auf einen Roll­stuhl ange­wie­sen und hat­ten kei­ne regel­mä­ßi­gen Erfah­run­gen damit. Außer­dem lag eine unglei­che gemischt­ge­schlecht­li­che Zusam­men­set­zung (männ­lich n = 4; weib­lich n = 1) vor.

Einen wei­te­ren Fak­tor stellt der sta­ti­sche Ver­suchs­auf­bau dar: Durch den gewähl­ten Ver­suchs­auf­bau konn­ten die Mess­be­din­gun­gen zwar gut kon­trol­liert wer­den, ein nor­ma­les, ganz­heit­li­ches Vor­trei­ben des Roll­stuhls war jedoch auf­grund der Befes­ti­gung über eine Feder­waa­ge, die für die Vali­die­rung des Mess­auf­baus hilf­reich war, nicht mög­lich. Es kam somit zu einem Anschlag, der beim voll­stän­di­gen Roll­stuhl­vor­trieb nicht statt­fin­den wür­de. Über­dies zählt auch der Roll­stuhl in gewis­ser Wei­se zu den limi­tie­ren­den Fak­to­ren: Zum einen wur­den die Ein­stel­lun­gen des Roll­stuhls zwecks Ver­gleich­bar­keit für jeden Pro­ban­den iden­tisch belas­sen und somit nicht indi­vi­du­ell ange­passt. Zum ande­ren wur­de die Rücken­leh­ne modi­fi­ziert, damit das gewähl­te Mar­ker­mo­dell der 3D-­ki­ne­ma­ti­schen Daten­er­fas­sung genutzt wer­den konn­te. Die­se Modi­fi­zie­rung der Anstütz­gur­te im Becken­bereich kann eine ver­än­der­te Sitz­po­si­ti­on zur Fol­ge gehabt haben. Das gewähl­te metho­di­sche Vor­ge­hen war jedoch hin­sicht­lich der Ver­gleich­bar­keit not­wen­dig, um den Mess­auf­bau adäquat prü­fen zu können.

Fazit und Ausblick

Es kann abschlie­ßend fest­ge­hal­ten wer­den, dass die ver­mes­se­nen Pro­ban­den inner­halb des expe­ri­men­tel­len Ver­suchs­auf­baus den Roll­stuhl mit zwei unter­schied­li­chen Kraft­ni­veaus – wie instru­iert – antrie­ben. Dies konn­te mit Hil­fe der Feder­waa­ge belegt wer­den. Zur Erfas­sung und Aus­wer­tung der drei instru­ier­ten Greif­po­si­tio­nen (nor­mal, hin­ten, vor­ne) erwies sich das genutz­te 3D-kine­ma­ti­sche Sys­tem der Fir­ma Vicon® als geeig­net. Die Daten der Fin­ger­mar­ker lie­ßen die drei Greif­po­si­tio­nen in der Aus­wer­tung deut­lich erken­nen und dar­stel­len. Es ergab sich eine gute Repro­du­zier­bar­keit der Greif­ posi­tio­nen bei fast allen Pro­ban­den. Zusam­men­hän­ge zu den unter­schied­li­chen Kraft­ni­veaus konn­ten jedoch nicht erkannt wer­den. Dar­über hin­aus zeig­te sich der Ein­satz des 3D-kine­ma­ti­schen Bewe­gungs­ana­ly­se­sys­tems mit dem gewähl­ten Modell (PiG) als sinn­voll für die Erfas­sung des Ober­kör­per­win­kels, sodass in den Ergeb­nis­sen sowohl ein Zusam­men­hang zwi­schen dem Ober­kör­per­win­kel und der auf­ge­brach­ten Kraft als auch zwi­schen dem Ober­kör­per­win­kel und den Greif­po­si­tio­nen abge­bil­det wer­den konn­te. Die Erfas­sung des COPs mit Hil­fe der ein­ge­setz­ten Kraft­mess­platt­for­men konn­te im vor­lie­gen­den Fall kei­ne Zusam­men­hän­ge zu den übri­gen unter­such­ten Para­me­tern nach­wei­sen. Da bis­her jedoch nur der sta­ti­sche Fall unter­sucht wur­de, soll­te der selbst kon­zi­pier­te Ver­suchs­auf­bau für wei­te­re Unter­su­chun­gen des COPs beim Roll­stuhl­fah­ren wei­ter­ent­wi­ckelt wer­den. Zudem wäre es für Fol­ge­stu­di­en wün­schens­wert, ein grö­ße­res Pro­ban­den­kol­lek­tiv zur Ver­fü­gung zu haben und auch Roll­stuhl­nut­zer zu vermessen.

Des Wei­te­ren lässt die­se Stu­die erken­nen, dass roll­stuhl­spe­zi­fi­sche Mes­sys­te­me wie z. B. instru­men­tier­te Greif­rei­fen ihre Berech­ti­gung in Stu­di­en und kli­ni­schen Ana­ly­sen fin­den. Aus die­sem Grun­de sol­len sol­che Mess­sys­te­me im Rah­men von Fol­ge­stu­di­en in den hier genutz­ten Ver­suchs­auf­bau inte­griert wer­den, um die Mes­sung von Antriebs­kräf­ten zu erleichtern.

Wei­ter­füh­rend könn­ten die Mess­ab­läu­fe von der Sta­tik hin zur Dyna­mik erwei­tert wer­den, um dem all­täg­li­chen Roll­stuhl­fah­ren näher zu kom­men. Zusam­men­fas­send lässt sich fest­hal­ten, dass der selbst kon­zi­pier­te Ver­suchs­auf­bau zur Ana­ly­se des Ein­flus­ses drei­er Greif­po­si­tio­nen auf kine­ti­sche und kine­ma­ti­sche Para­me­ter beim Roll­stuhl­an­trieb geeig­net ist und per­spek­ti­visch durch tech­ni­sche und metho­di­sche Modi­fi­ka­tio­nen wei­ter­ent­wi­ckelt wer­den sollte.

Der Autor:
Phil­ipp Deters
Bun­des­fach­schu­le für Orthopädie-Technik
Insti­tut für Mess­tech­nik und Biomechanik
Schliep­stra­ße 6–8
44135 Dort­mund
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Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

1. Sta­tis­ti­sches Bun­des­amt. Sta­tis­tik der schwer­be­hin­der­ten Men­schen. Kurz­be­richt. 2011. Wies­ba­den: Sta­tis­ti­sches Bun­des­amt, 2013. https://www.destatis.de/DE/Publikationen/Thematisch/Gesundheit/BehinderteMenschen/SozialSchwerbehinderteKB5227101119004.pdf?__blob=publicationFile (Zugriff am 06.04.2017)
2. Eng­ström B. Ergo­no­mie. Sit­zen im Roll­stuhl. Häs­sel­by: Pos­tu­ra­lis, 2001
3. Eng­ström B. Ergo­no­mie. Sit­zen im Roll­stuhl. Häs­sel­by: Pos­tu­ra­lis, 2001
4. Eng­ström B. Ergo­no­mics. Wheel­chairs and Posi­tio­ning. Häs­sel­by: Pos­tu­ra­lis, 1993
5. Eng­ström B. Ergo­no­mie. Sit­zen im Roll­stuhl. Häs­sel­by: Pos­tu­ra­lis, 2001
6. Eng­ström B. Ergo­no­mie. Sit­zen im Roll­stuhl. Häs­sel­by: Pos­tu­ra­lis, 2001
7. Eng­ström B. Ergo­no­mie. Sit­zen im Roll­stuhl. Häs­sel­by: Pos­tu­ra­lis, 2001
8. Eng­ström B. Ergo­no­mie. Sit­zen im Roll­stuhl. Häs­sel­by: Pos­tu­ra­lis, 2001
9. Eng­ström B. Ergo­no­mics. Wheel­chairs and Posi­tio­ning. Häs­sel­by: Pos­tu­ra­lis, 1993
10. Robert­son RN, Bonin­ger ML, Coo­per RA, Shi­ma­da SD. Pushrim forces and joint kine­tics during wheel­chair pro­pul­si­on. Archi­ves of Phy­si­cal Medi­ci­ne and Reha­bi­li­ta­ti­on, 1996; 77 (9): 856–864
11. Bonin­ger ML, Coo­per RA, Robert­son RN, Shi­ma­da SD. Three-dimen­sio­nal pushrim forces during two speeds of wheel­chair pro­pul­si­on. Ame­ri­can Jour­nal of Phy­si­cal Medi­ci­ne & Reha­bi­li­ta­ti­on, 1997; 76 (5): 420–426
12. Bonin­ger ML, Coo­per RA, Robert­son RN, Shi­ma­da SD. Three-dimen­sio­nal pushrim forces during two speeds of wheel­chair pro­pul­si­on. Ame­ri­can Jour­nal of Phy­si­cal Medi­ci­ne & Reha­bi­li­ta­ti­on, 1997; 76 (5): 420–426
13. Rus­sell IM, Rai­na S, Reque­jo PS, Wil­cox RR, Mul­roy S, McNitt-Gray JL. Modi­fi­ca­ti­ons in Wheel­chair Pro­pul­si­on Tech­ni­que with Speed. Fron­tiers in Bio­en­gi­nee­ring and Bio­tech­no­lo­gy, 2015; 3: 171
14. Rus­sell IM, Rai­na S, Reque­jo PS, Wil­cox RR, Mul­roy S, McNitt-Gray JL. Modi­fi­ca­ti­ons in Wheel­chair Pro­pul­si­on Tech­ni­que with Speed. Fron­tiers in Bio­en­gi­nee­ring and Bio­tech­no­lo­gy, 2015; 3: 171
15. Kawa­da K, Mat­su­da T, Takan­ashi A, Miya­zi­ma S, Yama­mo­to S. Moti­on ana­ly­sis of wheel­chair pro­pul­si­on move­ments in hemi­ple­gic pati­ents: effect of a wheel­chair cushion on sup­pres­sing pos­te­ri­or pel­vic tilt. Jour­nal of Phy­si­cal The­ra­py Sci­ence, 2015; 27 (3): 597–600
16. Kawa­da K, Mat­su­da T, Takan­ashi A, Miya­zi­ma S, Yama­mo­to S. Moti­on ana­ly­sis of wheel­chair pro­pul­si­on move­ments in hemi­ple­gic pati­ents: effect of a wheel­chair cushion on sup­pres­sing pos­te­ri­or pel­vic tilt. Jour­nal of Phy­si­cal The­ra­py Sci­ence, 2015; 27 (3): 597–600
17. Plug-in-Gait Mar­ker Pla­ce­ment. http://www.idmil.org/mocap/Plug-inGait+Marker+Placement.pdf (Zugriff am 13.07.2016)
18. Robert­son RN, Bonin­ger ML, Coo­per RA, Shi­ma­da SD. Pushrim forces and joint kine­tics during wheel­chair pro­pul­si­on. Archi­ves of Phy­si­cal Medi­ci­ne and Reha­bi­li­ta­ti­on, 1996; 77 (9): 856–864
19. Robert­son RN, Bonin­ger ML, Coo­per RA, Shi­ma­da SD. Pushrim forces and joint kine­tics during wheel­chair pro­pul­si­on. Archi­ves of Phy­si­cal Medi­ci­ne and Reha­bi­li­ta­ti­on, 1996; 77 (9): 856–864
20. Kawa­da K, Mat­su­da T, Takan­ashi A, Miya­zi­ma S, Yama­mo­to S. Moti­on ana­ly­sis of wheel­chair pro­pul­si­on move­ments in hemi­ple­gic pati­ents: effect of a wheel­chair cushion on sup­pres­sing pos­te­ri­or pel­vic tilt. Jour­nal of Phy­si­cal The­ra­py Sci­ence, 2015; 27 (3): 597–600
21. Rus­sell IM, Rai­na S, Reque­jo PS, Wil­cox RR, Mul­roy S, McNitt-Gray JL. Modi­fi­ca­ti­ons in Wheel­chair Pro­pul­si­on Tech­ni­que with Speed. Fron­tiers in Bio­en­gi­nee­ring and Bio­tech­no­lo­gy, 2015; 3: 171