Gelenk­ent­las­tung und Beweg­lich­keit durch Hebel­an­trieb im Ver­gleich zum kon­ven­tio­nel­len Greifreifen-Rollstuhl

Im Rah­men der hier vor­ge­stell­ten Stu­die wur­den mit Hil­fe einer bio­me­cha­ni­schen Model­lie­rung die vor­herr­schen­den Gelenk­kräf­te im Schul­ter­ge­lenk sowie die mus­ku­lä­re Belas­tung und Beweg­lich­keit im Bereich des Rump­fes bei der Nut­zung eines her­kömm­li­chen Greif­rei­fen-Roll­stuhls im Ver­gleich mit einem neu­ar­ti­gen Hebel­an­trieb-Roll­stuhl ana­ly­siert. Es kann gezeigt wer­den, dass die mus­ku­lä­re Belas­tung bei Ver­wen­dung des Hebel­an­trie­bes im Ver­gleich zum Greif­rei­fen­an­trieb gerin­ger aus­fällt. Zudem ist die Mobi­li­tät im Rumpf­be­reich beim Hebel­an­trieb größer.

Ein­lei­tung

Der Roll­stuhl ist ein tech­ni­sches Hilfs- bzw. Reha­bi­li­ta­ti­ons­mit­tel, das einen Aus­gleich der Aus­wir­kun­gen eines phy­si­schen Funk­ti­ons­aus­falls gewähr­leis­tet. Im All­tag mobi­li­täts­ein­ge­schränk­ter Men­schen ist der Roll­stuhl ein unent­behr­li­ches Hilfs­mit­tel zur Fort­be­we­gung. Durch den Roll­stuhl wird ihr Bewe­gungs­ra­di­us erhöht, und er ver­hilft ihnen zu mehr Selbst­stän­dig­keit ¹. In Deutsch­land nut­zen mehr als 1,5 Mil­lio­nen Men­schen einen Roll­stuhl – dau­er­haft oder zeit­wei­se ². Die­se Betrof­fe­nen­grup­pe besteht zu etwa glei­chen Tei­len aus Senio­ren und Men­schen mit kör­per­li­chen Behin­de­run­gen ³.

Man unter­schei­det bei Roll­stüh­len neben dem Ver­wen­dungs­zweck, der Bau­art sowie beson­de­ren Merk­ma­len unter ande­rem die Form des Antrie­bes: Die kon­struk­ti­ve Aus­füh­rung und Bau­art (Hebel‑, Handkurbel‑, Greifreifen‑, Elek­tro­roll­stuhl usw.) des Roll­stuhls rich­tet sich nach der Form des Antrie­bes (eigen­kraft- oder fremd­kraft­ba­siert) und der Art der Len­kung (direkt oder indi­rekt) ⁴. Beson­ders bei manu­ell ange­trie­be­nen Roll­stüh­len kommt es aller­dings bei den Benut­zern häu­fig zu Pro­ble­men in den Gelen­ken der obe­ren Extre­mi­tät ^{5 6 7 8 9 10 11}. Zudem ist eine gewis­se Rumpf­be­weg­lich­keit wich­tig, da die­se die obe­re Extre­mi­tät bei der Bewe­gung unter­stützt ¹².

Um exak­te­re Aus­sa­gen über mecha­ni­sche Belas­tun­gen und detail­lier­te Ver­let­zungs­me­cha­nis­men in ein­zel­nen Kör­per­struk­tu­ren – spe­zi­ell für Gelen­ke – bei dyna­mi­schen Abläu­fen zu gewin­nen, sind Ver­fah­ren wie bei­spiels­wei­se eine Video­ana­ly­se oder (inva­si­ve) Mess­me­tho­den jedoch nur begrenzt bzw. gar nicht geeig­net ¹³. Direk­te (phy­si­ka­li­sche) Mess­ver­fah­ren in Bezug auf die Bestim­mung der vor­herr­schen­den Gelenk­kräf­te, ohne die Gelenk­struk­tur inva­siv zu mani­pu­lie­ren, exis­tie­ren zum jet­zi­gen Zeit­punkt nicht. Pati­en­ten­spe­zi­fi­sche Infor­ma­tio­nen über die in vivo wir­ken­den Kräf­te ste­hen in der kli­ni­schen Rou­ti­ne bis heu­te nicht zur Ver­fü­gung ¹⁴.

Hier setzt die bio­me­cha­ni­sche Model­lie­rung bzw. Modell­bil­dung an: Die bio­me­cha­ni­sche Model­lie­rung ermög­licht es, u. a. resul­tie­ren­de Gelenk­be­las­tun­gen oder ‑bewe­gun­gen a prio­ri zu ana­ly­sie­ren, die mit klas­si­schen Mess­me­tho­den nicht am Pati­en­ten erfasst wer­den kön­nen ^{15 16}. Die bio­me­cha­ni­sche Model­lie­rung und die dar­aus resul­tie­ren­den Mög­lich­kei­ten der Simu­la­ti­on und deren Varia­ti­on mit­tels des Modells kön­nen ein effek­ti­ves Werk­zeug sein, um bei­spiels­wei­se Sen­si­ti­vi­täts­ana­ly­sen durch­zu­füh­ren und somit Opti­mie­rungs­po­ten­zia­le aufzudecken.

Der Fokus der hier vor­ge­stell­ten Stu­die besteht in der Unter­su­chung bio­me­cha­ni­scher Zusam­men­hän­ge bzw. des Inter­ak­ti­ons­ver­hal­tens mus­ku­los­ke­letta­ler Kom­po­nen­ten wie Gelen­ke, Weich­teil­struk­tu­ren oder eine Kom­bi­na­tio­nen aus bei­den. Man unter­schei­det bei der bio­me­cha­ni­schen Model­lie­rung zwei Ansät­ze: zum einen die Fini­te-Ele­men­te-Metho­de (FEM), die sich aller­dings ange­sichts des hohen Rechen­auf­wan­des eher für Unter­su­chun­gen von Details – bei­spiels­wei­se die Bestim­mung von Ver­for­mun­gen oder von Last­ver­tei­lun­gen im Gelenk („mikro­sko­pi­scher Blick“) – eig­net. Zum ande­ren gibt es die soge­nann­te Mehr­kör­per­si­mu­la­ti­on (MKS), bei der es sich um eine Starr­kör­per­mo­del­lie­rung han­delt. Dabei wer­den die ein­zel­nen Kör­per­seg­men­te als Starr­kör­per appro­xi­miert. Dadurch ent­steht anhand spe­zi­fi­scher Seg­ment­ei­gen­schaf­ten (z. B. Seg­ment­län­ge oder Seg­ment­mas­se) in Ver­bin­dung mit Infor­ma­tio­nen dar­über, wie die ein­zel­nen Seg­men­te mit­ein­an­der ver­bun­den sind (z. B. Gelenk­typ oder Gelenk­po­si­ti­on), ein voll­stän­di­ges Gelenk­mo­dell bzw. eine kom­plet­te kine­ma­ti­sche Ket­te („makro­sko­pi­scher Blick“), die anschlie­ßend zur Simu­la­ti­on her­an­ge­zo­gen wer­den kann.

In der bio­me­cha­ni­schen Model­lie­rung hat sich – bedingt durch die leich­te­re Infor­ma­ti­ons­ak­qui­se (in den meis­ten Fäl­len Bewe­gungs­da­ten) und den gerin­ge­ren Rechen­auf­wand – der Ansatz der Mehr­kör­per­si­mu­la­ti­on durch­ge­setzt, um Fra­ge­stel­lun­gen im Bereich der Belas­tungs­ana­ly­se beant­wor­ten zu kön­nen. Der Ansatz der Ver­wen­dung eines Mehr­kör­per-Simu­la­ti­ons­mo­dells wur­de bereits im Zusam­men­hang mit roll­stuhl­spe­zi­fi­schen Fra­ge­stel­lun­gen ein­ge­setzt und kann als eta­blier­ter Ansatz zur Abschät­zung der vor­han­de­nen Belas­tun­gen im Kon­text der Benut­zung eines Roll­stuhls ange­se­hen wer­den ^{17 18}.

Im Rah­men der hier vor­ge­stell­ten Stu­die wur­den vor­herr­schen­de Belas­tun­gen im Schul­ter­ge­lenk sowie die mus­ku­lä­re Belas­tung im Bereich des Rump­fes bei der Benut­zung eines her­kömm­li­chen Greif­rei­fen-Roll­stuhls im Ver­gleich mit einem neu­ar­ti­gen Hand­he­bel-Roll­stuhl eva­lu­iert. Der Hand­he­bel-Roll­stuhl ver­füg­te zusätz­lich über eine mobi­le (dyna­mi­sche) Sitz­flä­che, die in Abhän­gig­keit von der jewei­li­gen Antriebs­griffstel­lung bewegt wur­de. Um eine mög­lichst unein­ge­schränk­te Ver­gleich­bar­keit zu gewähr­leis­ten, wur­de für bei­de Ver­su­che das Modell „Radi­us“ der Fir­ma Des­i­no GmbH aus Köln ver­wen­det. Im Fal­le des Greif­rei­fen-Roll­stuhls wur­de die Hebel­tech­nik abge­baut und die dyna­mi­sche Sitz­flä­che ent­kop­pelt, sodass es sich letzt­lich um einen Stan­dard-Roll­stuhl han­del­te. Das hat­te den Vor­teil, dass die Geo­me­trie des Roll­stuhls kei­nen Ein­fluss auf die Pro­ban­den bzw. die Ver­suchs­durch­füh­rung hatte.

Mate­ri­al und Methode

Grund­la­ge für die Unter­su­chung war eine Bewe­gungs­ana­ly­se mit ins­ge­samt 9 Pro­ban­den. Bei den Pro­ban­den han­del­te es sich um gesun­de Frei­wil­li­ge, die den jewei­li­gen Bewe­gungs­test absol­vier­ten. Anhand der Benut­zung eines her­kömm­li­chen Greif­rei­fen-Roll­stuhls sowie eines neu­ar­ti­gen Modells, das mit einem Hebel­an­trieb und einer mobi­len Sitz­flä­che aus­ge­stat­tet war, wur­den die für die bio­me­cha­ni­sche Model­lie­rung benö­tig­ten Bewe­gungs­in­for­ma­tio­nen akqui­riert. Die mobi­le Sitz­flä­che erlaub­te eine Bewe­gung um eine zen­tra­le, in der Mit­te der Sitz­flä­che gele­ge­ne Längs­ach­se; zusätz­lich ist eine Ver­kip­pung der Rücken­leh­ne um eine von vor­ne nach hin­ten gerich­te­te Ach­se mög­lich. Der Hebel­an­trieb über­trägt einen natür­li­chen Bewe­gungs­ab­lauf auf die dyna­mi­sche Sitz­flä­che, wodurch Wir­bel­säu­le, Mus­ku­la­tur und das lympha­ti­sche Sys­tem mobi­li­siert wer­den (Abb. 1).

Die Bewe­gungs­da­ten wur­den mit­tels eines Vicon-Nexus-Sys­tems an der Sport­hoch­schu­le Köln auf­ge­nom­men; die anthro­po­me­tri­schen Daten der jewei­li­gen Test­kan­di­da­ten sind Tabel­le 1 zu ent­neh­men. Bei dem Tracking­sys­tem han­delt es sich um ein opti­sches Sys­tem, das mit­tels Ver­fol­gung von auf­ge­kleb­ten reflek­tie­ren­den Mar­kern die Bewe­gungs­t­ra­jek­to­rie des jewei­li­gen Seg­ments auf­nimmt. Es wur­de dar­auf geach­tet, dass Mar­ker und Kame­ra immer eine direk­te „line of sight“ auf­wie­sen und es zu kei­ner Mar­ker­ab­schat­tung kam.

Die­se Bewe­gungs­da­ten stan­den anschlie­ßend für die bio­me­cha­ni­sche Model­lie­rung zur Ver­fü­gung. Für die wei­te­re Aus­wer­tung wur­den aus zeit­li­chen Grün­den ledig­lich die Bewe­gungs­da­ten der Pro­ban­den JB, LR und MK her­an­ge­zo­gen. Die anhand der Bewe­gungs­ana­ly­se zur Ver­fü­gung ste­hen­den Daten (als C3D-Datei­en) der ein­zel­nen Mar­ker wur­den in Bezug auf Mar­ker­be­nen­nung und ‑posi­ti­on ver­ein­heit­licht. Die resul­tie­ren­den Bewe­gungs­in­for­ma­tio­nen wur­den in einem zwei­ten Schritt wie­der­um in die Mehr­kör­per-Simu­la­ti­ons­um­ge­bung „Any­Bo­dy“ (Ver­si­on 6.0, Any­Bo­dy Tech­no­lo­gy A/S, Aal­borg, Däne­mark) über­führt (Abb. 2). Damit wur­de ein Modell kon­zi­piert, das mit Hil­fe der akqui­rier­ten Mar­ker-Daten aus der Bewe­gungs­ana­ly­se ange­trie­ben wer­den kann. Das Modell besteht aus der obe­ren Kör­per­hälf­te inklu­si­ve der Becken­re­gi­on (Abb. 3). Die unte­re Extre­mi­tät (rech­tes und lin­kes Bein) wur­de zwecks zeit­ef­fi­zi­en­te­rer Simu­la­ti­on aus­ge­blen­det. Bei dem Modell han­del­te es sich um ein bereits vor­han­de­nes und eta­blier­tes Modell aus der Daten­bank der Any­Bo­dy-Soft­ware ¹⁹.

Mit­tels einer Ver­hält­nis­rech­nung (Abb. 4; Tab. 2), basie­rend auf Kör­per­grö­ße und ‑gewicht der in die Simu­la­ti­on ein­ge­schlos­se­nen Pro­ban­den, wur­den die ent­spre­chen­den Seg­ment­län­gen und ‑mas­sen des jewei­li­gen Modells pro­ban­den­spe­zi­fisch ange­passt. Die Schul­ter­par­tie stellt eine beson­de­re Pro­blem­zo­ne für Roll­stuhl­fah­rer dar ^{20 21 22 23 24 25 26}. Daher wur­de im Rah­men der Simu­la­ti­on ein Augen­merk auf die auf­tre­ten­den Belas­tun­gen in die­sem Gelenk gelegt.

Ergeb­nis­se

In den Tabel­len 3 bis 6 sind die erziel­ten Simu­la­ti­ons­er­geb­nis­se zusam­men­ge­fasst. Die Bezeich­nung der ein­zel­nen Kräf­te spie­gelt die Kraft­rich­tung anhand ana­to­mi­scher Bezeich­nun­gen wider. Ange­sichts der viel­fäl­ti­gen Aus­wer­tungs- und Aus­ga­be­mög­lich­kei­ten der Simu­la­ti­ons­soft­ware wird der Fokus im wei­te­ren Ver­lauf exem­pla­risch auf die wich­tigs­ten Aspek­te im Kon­text der Belas­tungs­ana­ly­se beim Gebrauch eines Roll­stuhls gelegt.

Dis­kus­si­on

Ein Roll­stuhl ist für die Pati­en­ten bzw. die Betrof­fe­nen in vie­len Fäl­len nicht nur ein rei­nes Hilfs­mit­tel, son­dern ein stän­di­ger Beglei­ter und somit neben der rei­nen Fort­be­we­gung gleich­zei­tig mehr oder weni­ger ein Trai­nings- bzw. Sport­ge­rät. Im Rah­men der hier vor­ge­stell­ten Stu­die wur­de mit­tels bio­me­cha­ni­scher Model­lie­rung bzw. mit­tels Mehr­kör­per­si­mu­la­ti­on die Belas­tungs­si­tua­ti­on bei zwei Roll­stuhl­mo­del­len analysiert.

Im Rah­men der Belas­tungs­ana­ly­se ergab sich für das Glen­oh­u­me­ral­ge­lenk, dass bei den unter­such­ten Pro­ban­den „dis­trac­tion force“ (medial/lateral gerich­te­te Kraft) und „ante­ro­pos­te­ri­or force“ im Glen­oh­u­me­ral­ge­lenk beim Hand­he­bel deut­lich gerin­ger waren als beim Greif­rei­fen. Die „infe­ri­or-supe­ri­or force“ war mit Hand­he­bel nur leicht erhöht bzw. gleich (Tab. 3). Dies weist auf eine mög­li­che Ent­las­tung des Schul­ter­ge­lenks durch Benut­zen des Hebel­an­triebs statt des Greif­rei­fens hin. In Bezug auf das Radio­kar­pal­ge­lenk wur­de fest­ge­stellt, dass die Radi­al­kraft bei Ver­wen­dung des Hand­he­bel­an­triebs ten­den­zi­ell höhe­re Wer­te im Ver­gleich zum Greif­rei­fen­an­trieb zeig­te. Für die übri­gen Kräf­te sowie das axia­le Moment kön­nen anhand der vor­lie­gen­den Simu­la­ti­ons­er­geb­nis­se kei­ne ein­deu­ti­gen Ten­den­zen beschrie­ben wer­den, da die Belas­tungs­un­ter­schie­de zwi­schen Hand­he­bel- und Greif­rei­fen­an­trieb bei den drei Pro­ban­den unter­schied­lich aus­ge­prägt waren (Tab. 4). Die Aus­rich­tung des Hand­ge­lenks bzw. sei­ne Schief­stel­lung gegen­über dem Unter­arm war bei Hand­he­bel- und Greif­rei­fen­an­trieb im Rah­men die­ser Simu­la­ti­on ähn­lich. Somit lässt sich der Schluss zie­hen, dass die Belas­tung des Radio­kar­pal­ge­len­kes bei bei­den Antriebs­ar­ten iden­tisch ausfällt.

Bei den gro­ßen Mus­kel­grup­pen wur­de ermit­telt, dass die maxi­ma­le Kraft eines Mus­kel­an­teils des Mus­cu­lus tra­pe­zi­us sca­pu­la­ris bei allen drei Pro­ban­den mit Greif­rei­fen höher war als mit Hand­he­bel. Dies spricht für eine höhe­re Belas­tung bei Ver­wen­dung eines Greif­rei­fen-Roll­stuhls. Für die Mus­cu­li latis­si­mi dor­si war die maxi­ma­le antei­li­ge Kraft bei allen drei Pro­ban­den mit Hand­he­bel grö­ßer als mit Greif­rei­fen. Bei­de Berei­che – „tho­ra­cic“ (Pars ster­no­cos­ta­lis) und „cla­vicu­lar“ (Pars cla­vicu­la­ris) – des Mus­cu­lus pec­to­ra­lis major wur­den mit Greif­rei­fen­an­trieb nicht belas­tet; bei Ver­wen­dung des Hand­he­bel­an­triebs zei­gen die Simu­la­ti­ons­er­geb­nis­se teil­wei­se eine Mus­kel­kraft von weni­gen New­ton (Tab. 5).

Exem­pla­risch wur­den zwei Antei­le im Len­den­be­reich der auto­chtho­nen Rücken­mus­ku­la­tur (Mus­cu­lus erec­tor spinae) betrach­tet. Der T5L5-Anteil des M. erec­tor spinae war im Rah­men der durch­ge­führ­ten Simu­la­tio­nen nicht aktiv. Die maxi­ma­le Mus­kel­kraft des T4L4-Anteils befand sich für alle Pro­ban­den und bei bei­den Antriebs­ar­ten in der­sel­ben Grö­ßen­ord­nung; somit zeig­te sich aus der Per­spek­ti­ve der Belas­tung kein Unter­schied. Es ist aller­dings zu beach­ten, dass sich die­se Ergeb­nis­se nur auf die simu­lier­ten Mus­kel­an­tei­le bezie­hen; die Gesamt­kräf­te der ein­zel­nen Mus­keln wur­den nicht berechnet.

Um die Bewe­gung der Len­den­wir­bel­säu­le zu unter­su­chen, wur­de exem­pla­risch die Trans­la­ti­on des L4/L5-Gelenks im Raum betrach­tet (Tab. 6). Im Fal­le des Hebel­an­trie­bes in Kom­bi­na­ti­on mit einer mobi­len Sitz­flä­che ergibt sich gleich­zei­tig neben dem Antrieb auch eine zusätz­li­che Rumpf­mo­bi­li­tät. In der Simu­la­ti­on zeig­te die­ser Gelenk­punkt bei Ver­wen­dung des Hebel­an­triebs einen viel­fa­chen Bewe­gungs­um­fang in der Trans­ver­sal­ebe­ne im Ver­gleich zum kon­ven­tio­nel­len Greif­rei­fen. Das deu­tet dar­auf hin, dass die beweg­li­che Sitz­kon­struk­ti­on des Roll­stuhls eine erhöh­te Beweg­lich­keit der Len­den­wir­bel­säu­le und des Beckens ermög­licht. Das heißt, die Bewe­gung des Rump­fes wird im Ver­gleich zum hand­ge­trie­be­nen Roll­stuhl erhöht und somit gleich­zei­tig die dor­ti­ge Mus­ku­la­tur aktiviert.

Limi­ta­tio­nen

Grund­sätz­lich bringt die Modell­bil­dung bzw. die sich anschlie­ßen­de Simu­la­ti­on Limi­tie­run­gen mit sich. Dazu gehö­ren Ver­ein­fa­chun­gen, die auf­grund der feh­len­den Mög­lich­keit, In-vivo-Kräf­te zu mes­sen, getrof­fen wer­den müs­sen. Die­se ent­spre­chen je nach Sys­tem mehr oder weni­ger den all­ge­mein aner­kann­ten zuläs­si­gen Annah­men und Ver­ein­fa­chun­gen bei der Model­lie­rung mus­ku­los­ke­letta­ler Sys­te­me. Dazu gehören:

• die Appro­xi­ma­ti­on mensch­li­cher Gelen­ke durch ein­fa­che tech­ni­sche Gelen­ke (bspw. Schul­ter­ge­lenk als Kugel­ge­lenk, Hand­ge­lenk als Kardangelenk);
• die Appro­xi­ma­ti­on flä­chig anset­zen­der Mus­keln und Bän­der am Kno­chen durch ein­zel­ne punkt­för­mig anset­zen­de Strukturen;
• die Appro­xi­ma­ti­on der Mus­kel- und Band­zug­rich­tung und deren (Hebelarm-)Wirkung durch Ein­fü­gen ein­fa­cher geo­me­tri­scher For­men oder rei­bungs­frei­er Umlenk­punk­te, mit deren Hil­fe die Mus­kel- und Bandum­wick­lung um angren­zen­de Struk­tu­ren her­um oder auch der Mus­kel- und Band­ver­lauf selbst an die Rea­li­tät ange­nä­hert wird;
• die Beschrei­bung der funk­tio­nel­len Mus­kel- und Band­ei­gen­schaf­ten durch ver­ein­fach­te technische/mathematische (Material-)Modelle.

Die­se Ver­ein­fa­chun­gen kön­nen sich in den Simu­la­ti­ons­er­geb­nis­sen wider­spie­geln und ver­ant­wort­lich für Abwei­chun­gen zwi­schen expe­ri­men­tell ermit­tel­ten Ergeb­nis­sen und Simu­la­ti­ons­er­geb­nis­sen sein. Mit­tels Mehr­kör­per-Simu­la­ti­ons­um­ge­bung kön­nen kei­ne Kräf­te „gemes­sen“ werden.

Die Greif­kraft hät­te im Rah­men der Bewe­gungs­un­ter­su­chun­gen idea­ler­wei­se direkt mit detek­tiert wer­den kön­nen, da hier ein phy­si­ka­li­sches Mess­ver­fah­ren mög­lich gewe­sen wäre. Zudem lag die Betrach­tung des Ellen­bo­gen­ge­len­kes nicht im Fokus die­ser Studie.

Die ermit­tel­ten Simu­la­ti­ons­er­geb­nis­se beinhal­ten kei­ne Infor­ma­tio­nen aus extern auf­ge­brach­ten Kräf­ten (Inter­ak­ti­on zwi­schen Modell und Roll­stuhl), sodass die jewei­li­gen Kraft­ver­läu­fe aus den Mas­sen­träg­hei­ten der jeweils beweg­ten Kör­per­seg­men­te bestehen

Bei der Inter­pre­ta­ti­on der Ergeb­nis­se muss zudem die gerin­ge Pro­ban­den­zahl berück­sich­tigt wer­den (n = 3).

Eine umfas­sen­de Ana­ly­se der mobi­len bzw. dyna­mi­schen Sitz­flä­che in Bezug auf die Ver­bes­se­rung der Mobi­li­sa­ti­on von Wir­bel­säu­le und Mus­ku­la­tur wur­de nicht vor­ge­nom­men, da hier­zu zusätz­li­che Mes­sun­gen – bei­spiels­wei­se ein dif­fe­ren­zier­te­res Track­ing der ein­zel­nen Wir­bel­säu­len­ab­schnit­te bzw. eine Elek­tro­m­yo­gra­phie zur Mus­kel­ak­ti­vi­tät – hät­ten durch­ge­führt wer­den müs­sen. Dies lag nicht im Fokus die­ser Untersuchung.

Schluss­fol­ge­rung

Im Rah­men der Stu­die konn­te gezeigt wer­den, dass es Unter­schie­de bezüg­lich der Belas­tung und der Bewe­gungs­aus­ma­ße bei der Ver­wen­dung unter­schied­li­cher Roll­stuhl­kon­zep­te gibt. Um mög­lichst weni­ge Pro­ble­me durch eine Atro­phie von Mus­kel­mas­se zu bekom­men, ist eine Akti­vie­rung bzw. ein Trai­ning der betrof­fe­nen Mus­kel­par­tien wich­tig. Durch den „akti­ve­ren“ Antrieb und die mobi­le Sitz­flä­che bei dem neu­ar­ti­gen Hand­he­bel-Roll­stuhl konn­te anhand der Simu­la­ti­ons­er­geb­nis­se gezeigt wer­den, dass hier­bei in Bezug auf das Bewe­gungs­aus­maß ein Vor­teil besteht. Wel­chen Roll­stuhl man aber schließ­lich idea­ler­wei­se ein­setzt bzw. für wel­chen Roll­stuhl­typ man sich ent­schei­det, ist immer indi­vi­du­ell auf die zu ver­sor­gen­de Per­son und deren Krank­heits­bild abzustimmen.

Dank­sa­gung

Die­se Arbeit wur­de am Lehr­stuhl für Medi­zin­tech­nik der RWTH Aachen Uni­ver­si­ty durch­ge­führt. Die Bewe­gungs­ana­ly­sen fan­den an der Sport­hoch­schu­le Köln statt.

Für die Autoren:
Dr. ‑Ing. Jörg Eschweiler
Uni­ver­si­täts­kli­ni­kum der RWTH
Aachen, Kli­nik für Orthopädie
AG Kli­nisch-expe­ri­men­tel­le ortho­pä­di­sche Biomechanik
Pau­wels­str. 30
52074 Aac
joeschweiler@ukaachen.de

Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

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2. Stif­tung MyHan­di­cap gemein­nüt­zi­ge GmbH. Der Roll­stuhl: Mobi­li­tät für Men­schen mit Han­di­cap. http://www.myhandicap.de/rollstuhl.html (Zugriff am 08.07.2019)
3. Stif­tung MyHan­di­cap gemein­nüt­zi­ge GmbH. Der Roll­stuhl: Mobi­li­tät für Men­schen mit Han­di­cap. http://www.myhandicap.de/rollstuhl.html (Zugriff am 08.07.2019)
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13. Leh­ner S. Ent­wick­lung und Vali­die­rung bio­me­cha­ni­scher Com­pu­ter­mo­del­le und deren Ein­satz in der Sport­wis­sen­schaft. Dis­ser­ta­ti­on, Uni­ver­si­tät Koblenz, 2007. https://kola.opus.hbz-nrw.de/opus45-ko-la/frontdoor/deliver/index/docId/202/file/Dissertation_Stefan_Lehner.pdf (Zugriff am 08.07.2019)
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15. Dubow­sky SR, Ras­mus­sen J, Sis­to SA, et al. Vali­da­ti­on of a mus­cu­los­ke­le­tal model of wheel­chair pro­pul­si­on and its appli­ca­ti­on to mini­mi­zing should­er joint forces. Jour­nal of Bio­me­cha­nics, 2008; 41: 2981–2988
16. Esch­wei­ler J, Miglio­ri­ni F, Sie­bers H et al. Bio­me­cha­ni­sche Model­lie­rung und ihre Bedeu­tung für die Hüf­ten­do­pro­the­tik. Der Ortho­pä­de, 2019; 48: 282–291
17. Dubow­sky SR, Ras­mus­sen J, Sis­to SA, et al. Vali­da­ti­on of a mus­cu­los­ke­le­tal model of wheel­chair pro­pul­si­on and its appli­ca­ti­on to mini­mi­zing should­er joint forces. Jour­nal of Bio­me­cha­nics, 2008; 41: 2981–2988
18. Lou­is N. Comm­ents about the artic­le titled: Vali­da­ti­on of a mus­cu­los­ke­le­tal model of wheel­chair pro­pul­si­on and its appli­ca­ti­on to mini­mi­zing should­er joint forces, writ­ten by S. R. Dubow­sky, J. Ras­mus­sen, S. A. Sis­to, N. A. Lang­ra­na (41(2008) 2981–2988). Jour­nal of Bio­me­cha­nics, 2009; 42: 2627
19. Dubow­sky SR, Ras­mus­sen J, Sis­to SA, et al. Vali­da­ti­on of a mus­cu­los­ke­le­tal model of wheel­chair pro­pul­si­on and its appli­ca­ti­on to mini­mi­zing should­er joint forces. Jour­nal of Bio­me­cha­nics, 2008; 41: 2981–2988
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