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Eigenschaften biologischer Materialien zur Simulation menschlicher ...

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<strong>Eigenschaften</strong> <strong>biologischer</strong> <strong>Materialien</strong> <strong>zur</strong><br />

<strong>Simulation</strong> <strong>menschlicher</strong> Bewegung<br />

Funktionell-anatomische Grundlagen und Materialeigenschaften <strong>zur</strong><br />

Erstellung dreidimensionaler Körpermodelle im Computer<br />

Dissertation<br />

ZUR ERLANGUNG DES AKADEMISCHEN GRADES<br />

DES DOKTORS DER SOZIALWISSENSCHAFTEN<br />

AN DER UNIVERSITÄT KONSTANZ,<br />

FACHBEREICH GESCHICHTE UND SOZIOLOGIE<br />

vorgelegt von<br />

Stefanie Lohmann<br />

Tag der mündlichen Prüfung: 11.02.2005<br />

Referent: Professor Dr. Hartmut Riehle<br />

Referent: Professor Dr. Dr. Paul W. Schönle


Meinem Vater


Allen, die <strong>zur</strong> Enstehung dieser Arbeit beigetragen haben, möchte ich an dieser Stelle herzlich<br />

danken, insbesondere meinen Doktorvater, Herrn Professor Dr. Hartmut Riehle für die<br />

Themenstellung und seine Betreuung und, dass er es mir ermöglichte, meinem Interesse für<br />

Anatomie in seinem Fachbereich nachgehen zu können.<br />

Frau Gisela Kahles und Herrn Holger Braun für alle seelisch-moralischen und technischen<br />

Unterstützungen.<br />

Herrn Dorinell Andreescu für die gemeinsamen Knochen Scannings, Diskussionen und<br />

Konstruktion des Körpermodells.<br />

Ganz besonders bedanke ich mich bei meiner Familie, meiner Mutter Erika, meiner Schwester<br />

Kristine mit Familie und meinem Bruder Felix mit Bettina, die mir nicht nur während der<br />

Erstellung der Arbeit viel Kraft und Unterstützung gegeben haben, sondern mit denen ich<br />

gleichzeitig wunderschöne Zeiten in Kesswil erlebt habe.<br />

1


Inhaltsverzeichnis<br />

1. Einleitung 1<br />

2. Vorbereitung 9<br />

3. Biomechanische Grundlagen des Bewegungssystems 14<br />

3.1. Materialeigenschaften fester Körper 14<br />

3.1.1. Spannung und Dehnung 15<br />

3.1.1.1. . Elastizitätsmodul 16<br />

3.1.1.2. Poissonscher Effekt 17<br />

3.1.1.3. Schubmodul 17<br />

3.1.1.4. Spannungs-Dehnungs-Diagramm 17<br />

3.1.2. Strukturelle Steifigkeit/Festigkeit 18<br />

3.1.3. Biegung 19<br />

3.2. Kinematik und Dynamik 20<br />

3.2.1. Athrokinematik 20<br />

3.3. Statik und Dynamik 21<br />

4. Passiver Bewegungsapparat 23<br />

4.1. Vorüberlegungen 23<br />

4.2. Knochen 23<br />

4.2.1. Morphologie 23<br />

4.2.2. Biomechanische <strong>Eigenschaften</strong> des Knochens 25<br />

4.3. Gelenke 27<br />

4.3.1. Vorüberlegungen 27<br />

4.3.2. Gelenkknorpel 28<br />

4.3.2.1. Biomechanik des Gelenkknorpels 29<br />

4.3.3. Faserknorpel 30<br />

4.3.4. Gelenkkapsel 30<br />

4.3.5. Ligamente 31<br />

4.3.5.1. Biomechanik der Ligamente 31<br />

4.3.6. Synovia 32<br />

4.3.7. Kraftübertragung und Druckkräfte im Gelenk 33<br />

4.3.8. Bewegungsausmaße in den Gelenken 35<br />

i


5. Aktiver Bewegungsapparat 36<br />

5.1. Vorüberlegungen 36<br />

5.2. Kontraktile Komponente 37<br />

5.2.1. Sarkomer 37<br />

5.2.1.1. Aktinfilament 38<br />

5.2.1.2. Myosinfilament 39<br />

5.3. Dynamik der Muskelkontraktion 41<br />

5.3.1. Gleitfilamenttheorie 41<br />

5.3.2. Kraft-Weg-Zeit Komponenten der Muskulatur 42<br />

5.3.2.1. Kraft-Längen-Beziehung 42<br />

5.3.2.2. Kraft-Geschwindigkeits-Beziehung 42<br />

5.3.2.3. Ruhe-Dehnungs-Kurve 43<br />

5.3.3. Motorische Einheit 43<br />

5.3.3.1. Rekrutierungstheorie und Frequenzmodulation 44<br />

5.3.3.2. Muskelfasertypen 45<br />

5.3.4. Modellierung der Muskulatur mit Solid Dynamics6.2 46<br />

5.3.5. Materialeigenschaften der Muskulatur 47<br />

5.3.6. Muskelkraft 48<br />

5.4. Elastische Komponente 50<br />

5.4.1. Parallelelastisches Element 50<br />

5.4.1.1. Bindegewebe 50<br />

5.4.1.2. Materialeigenschaften des parallelelastischen Elementes 51<br />

5.4.2. Serienelastisches Element 52<br />

5.4.2.1. Sehnen 52<br />

5.4.2.1.1. Funktionelle Struktur 52<br />

5.4.2.1.2. Materialeigenschaften von Sehnen 54<br />

6. Bewegungseinheiten 56<br />

6.1. Bewegungseinheit Wirbelsäule 56<br />

6.1.1. Funktionelle Struktur 56<br />

6.1.2. Bewegungssegment 57<br />

6.1.3. Wirbelkörper 58<br />

6.1.4. Wirbelgelenke 59<br />

6.1.5. Bandscheibe 60<br />

6.1.6. Wirbelsäulenligamente 62<br />

6.1.7. Wirbelsäulenmuskulatur 64<br />

ii


6.1.8. Biomechanisches Verhalten des Bewegungssegments 66<br />

6.1.9. Besonderheiten der Halswirbelsäule und der Kopfgelenke 67<br />

6.1.10. Bewegungsausmaß der Bewegungssegmente 70<br />

6.1.11. Bauchmuskulatur 71<br />

6.1.12. Quantitative Daten der eingescannten Wirbelknochen 73<br />

6.2. Bewegungseinheit Brustkorb 77<br />

6.2.1. Funktionelle Struktur 77<br />

6.2.2. Materialeigenschaften der Rippen 78<br />

6.2.3. Quantitative Daten der eingescannten Rippen 79<br />

6.3. Bewegungseinheit Becken 80<br />

6.3.1. Funktionelle Struktur 80<br />

6.3.2. Symphyse 81<br />

6.3.3. Iliosakralgelenk 81<br />

6.3.4. Hüftgelenk 83<br />

6.3.4.1. Bewegungsausmaße im Hüftgelenk 84<br />

6.3.5. Quantitative Daten der eingescannten Beckenknochen 85<br />

6.4. Bewegungseinheit Kniegelenk 86<br />

6.4.1. Funktionelle Struktur 86<br />

6.4.2. Femoropatellargelenk 87<br />

6.4.3. Femorotibialgelenk 88<br />

6.4.4. Bänder des Kniegelenkes 89<br />

6.4.5. Kinematik der Kniegelenkbewegung 91<br />

6.4.6. Muskeln des Kniegelenkes 92<br />

6.4.7. Belastungen des Kniegelenkes 93<br />

6.5. Bewegungseinheit Fuß 93<br />

6.5.1. Funktionelle Struktur 39<br />

6.5.2. Fußgewölbe 94<br />

6.5.3. Fußgelenke 95<br />

6.5.4. Kapselbandapparat 96<br />

6.5.5. Muskelquerschnitte und Muskelvolumen der unteren Extremität 98<br />

6.5.6. Quantitative Daten der eingescannten Knochen der unteren Extremität 100<br />

6.5.7. Übersicht über die Materialeigenschaften von Knochen der unteren<br />

Extremität 102<br />

iii


6.6. Bewegungseinheit Schulter 104<br />

6.6.1. Funktionelle Struktur 104<br />

6.6.2. Position und Bewegung des Schulterblattes 104<br />

6.6.3. Glenohumeralgelenk 105<br />

6.6.4. Gelenkbelastung im Glenohumeralgelenk 108<br />

6.6.5. Subakromiales Nebengelenk 108<br />

6.6.6. Akromioklavikulargelenk 108<br />

6.6.7. Sternoklavikulargelenk 109<br />

6.6.8. Bewegung der oberen Extremität 109<br />

6.7. Bewegungseinheit Ellenbogen 112<br />

6.7.1. Humeroulnargelenk 112<br />

6.7.2. Humeroradialgelenk 112<br />

6.7.3 Radioulnargelenke 112<br />

6.7.3.1. Proximales Radioulnargelenk 112<br />

6.7.3.2. Distales Radioulnargelenk 113<br />

6.7.4. Kapsel-Band-Apparat 113<br />

6.7.5. Muskeln des Ellenbogengelenkes 113<br />

6.7.6. Bewegungen im Ellenbogengelenk 114<br />

6.8. Bewegungseinheit Hand 115<br />

6.8.1. Vorüberlegungen 115<br />

6.8.2. Morphologie und Struktur 116<br />

6.8.3. Gelenke der Hand 117<br />

6.8.3.1. Proximales Handgelenk 117<br />

6.8.3.2. Distales Handgelenk 118<br />

6.8.4. Kapsel-Band-Apparat der Hand 119<br />

6.8.5. Muskeln des Unterarmes und der Hand 120<br />

6.8.6. Orientierungen <strong>zur</strong> Modellierung der Hand 122<br />

6.8.7. Quantitative Daten der Knochen der oberen Extremität 123<br />

6.8.8. Übersicht über die Materialeigenschaften des Humerus, Radius,<br />

der Ulna und Scapula<br />

125<br />

7. Anthropometrische Ergebnisse für das Körpermodell 126<br />

7.1. Vorüberlegungen 126<br />

7.2. Hypothetische Norm 126<br />

7.3. Körperlängen, Teilkörperlängen, Körperbreiten und Körpertiefen 127<br />

7.4. Körpergewicht und Teilkörpergewichte 127<br />

iv


7.5. Daten für die Bewegungseinheit Wirbelsäule 128<br />

7.6. Daten für die Bewegungseinheiten der unteren Extremität 130<br />

8. Diskussion 132<br />

9. Zusammenfassung 139<br />

10. Anhang 142<br />

6. Literatur 158<br />

v


1. Einleitung:<br />

Die Modellierung des menschlichen Bewegungsapparates und die <strong>Simulation</strong> von Bewegung sind,<br />

nicht zuletzt durch die rasche Entwicklung in der Rechen- und Computertechnik, in den letzten drei<br />

Jahrzehnten zu einem Hauptgegenstand biomechanischer Forschung geworden.<br />

Interessenschwerpunkte sind die Mechanik <strong>menschlicher</strong> Bewegung sowie ihre Antriebs-,<br />

Übertragungs- und Steuermechanismen. Der Versuch, ein universell einsetzbares, komplettes<br />

Abbild eines Menschen in Form eines Modells zu schaffen und <strong>Simulation</strong>smethoden zu<br />

entwickeln, um die Komplexität des Organismus als Ganzes erfassen zu können, ist aus<br />

wissenschafticher Sicht erstrebenswert. Ziel ist die Analyse von Belastung und Beanspruchung des<br />

Bewegungsapparates und seiner Elemente, die in vivo nur schlecht oder gar nicht ermittelt werden<br />

können, das Auffinden von Zusammenhängen zwischen Bau bzw. <strong>Eigenschaften</strong> von Elementen<br />

des Bewegungsapparates und ihrer Funktion und schließlich die Optimierung von<br />

Rahmenbedingungen bei vorgegebenen Randbedingungen (WANK 2002).<br />

Biologische Systeme durchlaufen Prozesse, die durch Variation und Selektion im Laufe der<br />

Phylogenese eine Annäherung an ein Optimum erbringen. Folgen dieses Optimierungsprozesses<br />

sind konstruktive Lösungen, die im mechanischen Bereich so nicht vorkommen. Als Beispiel seien<br />

die Bewegungseinheiten Wirbelsäule, Fuß und Hand erwähnt, die optimierte Kompromisse der sich<br />

gegenseitig limitierenden Anpassungsrichtungen Mobilität und Stabilität darstellen (GLASER 1989,<br />

KUMMER 1980, PUTZ 2003).<br />

Die Besonderheit von biologischen Systemen ist durch eine hierarchische Funktionsstruktur seiner<br />

Komponenten bedingt. Funktionalität existiert von der molekularen Ebene bis <strong>zur</strong> Funktion der<br />

Gesamtmechanismus. Biomechanik erfordert deshalb ein funktionelles Denken und macht es<br />

notwendig seine Komponenten im System zu betrachten (DILLMANN 2000, GLASER 1989).<br />

Um Bewegungen des Menschen simulieren zu können muß zunächst ein Modell erstellt werden,<br />

das unter Berücksichtigung empirischen und experimenteller Daten des Bewegungsapparates den<br />

Aufbau und die Funktionsweise des Bewegungsapparates abbildet und den zu simulierenden<br />

Aspekt hinreichend genau beschreibt (ENDLER 1980).<br />

Die „free-body“-Analyse, die allgemein <strong>zur</strong> Lösung biomechanischer Problemstellungen und <strong>zur</strong><br />

Ermittlung der wirksamen statischen sowie dynamischen Reaktionskräfte und ihrer Momente<br />

angewandt wird, hat sich bewährt. Mit ihr werden Gesamtsysteme von Körpern in ihre<br />

Teilelemente zerlegt, die als isolierte starre Körper betrachtet werden und in Form von<br />

rotationssymmetrischen, geometrischen Körper wie Kegel, Zylinder und Kugeln beschrieben<br />

werden.<br />

1


Als bekanntestes geometrisches Modell gilt das Hanavan-<br />

Modell (1964) mit 15 Segmenten homogener Dichte. Bei<br />

diesem Modell werden die Dimensionen der geometrischen<br />

Körper aus anthropometrischen Messungen bestimmt um<br />

Segmentvolumen zu erhalten, die Segmentdichte wird aus<br />

Daten von Leichenuntersuchungen übernommen.<br />

Ein weiteres Modell stellt das Homonoidmodell von HATZE (1981) dar. Es besteht aus 17<br />

Segmenten- die Schultern stellen eigene Segmente dar- und ermöglicht die Berücksichtigung<br />

alters- und geschlechtsspezifische Merkmale, wie Gewebedichte und Massenverteilung, sowie<br />

unterschiedliche Gewebedichte innerhalb eines Segmentes (HATZE 1981). Bei bekannter<br />

Massenverteilung der Teilkörper können die Lage des Körperschwerpunktes (KSP) sowie die<br />

Massenträgheitsmomente um die Hauptachsen des KSP bestimmt werden. Kinematische<br />

Messungen von Bewegungen dienen der Bestimmmung der Bahnkurve des KSP, der Drehimpulse,<br />

der Gelenkmomente mit dem Ziel, Bewegung zu simulieren (WANK 1996).<br />

In neueren Modellen werden Teilabschnitte des Skeletts bzw. vollständige Skelette dreidimensional<br />

dargestellt und Muskeln als Linearitäten mit entsprechendem Ansatz und Ursprung eingefügt. Das<br />

Wissen von Ursprung und Ansatz der gelenkbewegenden Muskulatur erlaubt die Berechnung von<br />

Muskellängen, Verkürzungsgeschwindigkeiten und Aktionslinien und mit Hilfe von<br />

Messergebnissen aus der Elektromyographie die Bestimmung von Muskelkräften und Art der<br />

Muskelaktivität (KEPPLE ET AL. 1994).<br />

Abb. 2: Lineares Muskelmodell der Halsmuskulatur (RIEHLE 2004)<br />

Abb. 1: Hanavan Modell<br />

(HANAVAN1964)<br />

2


Im Kapitel 2 wird die Vorbereitung und die Methodik des Scanning-Verfahrens des Skeletts und<br />

die Bearbeitung der Oberflächenmodelle bis zu ihrer Anordnung im SDS-Programm kurz erläutert.<br />

Jede Modellierung biomechanischer Strukturen und Systeme setzt voraus, dass bekannt ist,<br />

welchen Kräften die Strukturen ausgesetzt sind, welche Beanspruchung die <strong>Materialien</strong> der<br />

betreffenden Strukturen erwarten und inwieweit die <strong>Materialien</strong> mit diesen Beanspruchungen<br />

während der erwarteten Funktionsdauer belastbar sind. Die Kräfte, die auf die Strukturen bzw.<br />

<strong>Materialien</strong> des Bewegungsapparates einwirken, wie Körpergewicht, die Gegenkraft der<br />

Muskulatur, der Einfluß der Schwerkraft sowie die dynamischen Kräfte, die in der Zeiteinheit bei<br />

der Bewegung wirksam werden, führen zu Spannungen im Material in Form von Zug und Druck.<br />

Als Maßstab für die Formfestigkeit eines Materials unter Einwirkung äußerer Kräfte dienen die<br />

Materialkonstanten: der Elastizitätsmodul, die Poissonzahl und der Schubmodul (ENDLER 1980,<br />

PAUWELS 1960; TILLMANN 1998).<br />

Tab. 1: Beanspruchungsformen der Strukturen des Bewegungsapparates (LOCHMANN 2003)<br />

Material Anforderung<br />

Knochen Aufnahme von Druck- und Zugbelastung, Auf- bzw. Abbau von Substantia<br />

Compacta und Spongiosa<br />

Knorpel Aufnahme von Druck-, Zug-, Scher-und Torsionsbelastung (Faserknorpel)<br />

Druckaufnahme und –verteilung, Dämpfung (Hyaliner Knorpel)<br />

Muskulatur Kraftgenerierung<br />

Ligamente und Aufnahme und Übertragung von Zugkräften<br />

Sehnen<br />

Voraussetzung für die Entwicklung von Modellen und <strong>Simulation</strong> idealer Bewegungen, die sich<br />

mit dem Bewegungsapparat und seinen verschiedenen mechanischen Beanspruchungen und<br />

Deformitäten befassen, sind deshalb Kenntnisse der physikalischen Grundbegriffe aus der<br />

Festigkeits- und Elastizitätslehre, der Statik und Dynamik, der Kinetik und Kinematik sowie der<br />

Rheologie (CORDEY 2000, ENDELR 1980), die im Kapitel 3 erläutert werden.<br />

Experimentelle Bestimmungen an Leichen und am lebenden Menschen liefern die Daten, die <strong>zur</strong><br />

Modellerzeugung benötigt werden. Ein Modell, das den Aufbau und die Funktionsweise des<br />

Bewegungsapparates und die Bewegung des Menschen abbildet, setzt sich u.a. aus folgenden<br />

Daten zusammen:<br />

• Physikalische Daten: Materialeigenschaften der Knochen, Bänder und Sehnen, und Muskeln,<br />

• Neuromuskuläre Daten: Aufbau der Muskelfaser, Kontraktionseigenschaften der<br />

Muskulatur, Anzahl der motorischen Einheiten, Koordination Agonist-Antagonist, Muskel-<br />

Sehnenübergang<br />

• Geometrische Daten von Knochen, Gelenke und Muskeln<br />

3


• Anthropometrische Daten: Größe, Gewicht, Volumen von Teilkörperabschnitten (PANDY<br />

2001)<br />

Die Kenntnisse der Beanspruchungsmechanismen der einzelnen Röhrenknochen und der<br />

Muskelmechanik ist wesentlich für die mechanisch richtige Beurteilung von Belastungen und<br />

Fehlbelastungen im Gelenk (ENDLER 1980). Im Kapitel 4 werden die Strukturen, die zum passiven<br />

Bewegungsapparat gezählt werden, anhand ihrer Funktionalität und ihren Materialeigenschaften<br />

beschrieben. Die Angaben zu den Materialeigenschaften von Knochen, Knorpeln, Sehnen und<br />

Bändern wurden Untersuchungen entnommen, die sich mit menschlichen Proben befassten, um den<br />

biomechanischen Unterschieden im Sinne der funktionellen Anpassung vom Bipeden und<br />

Quadropeden Rechnung zu tragen: der nicht direkten Vergleichbarkeit von tierischen und<br />

menschlichen Knochen.<br />

Die funktionelle Anatomie des Knochens, seine Beanspruchung und Anpassung wurden eingehend<br />

von WOLFF (1988), ROUX (1912) und später von PAUWELS (1960, 1965) und KUMMER (1980,<br />

1985) untersucht. Hinsichtlich der biomechanischen <strong>Eigenschaften</strong> des Knochens wird auf die<br />

Untersuchungen von ASHMAN 1981, EVANS 1973, 1979, REILLY U. BURSTEIN 1975, YAMADA<br />

1970 verwiesen. Der Knorpel und seine mechanischen <strong>Eigenschaften</strong> wurde u. a. von FREEMAN<br />

(1979), RADIN (1979) und AKKAS (1979) untersucht. Die <strong>Eigenschaften</strong> von Sehnen untersuchten<br />

u. a. VIDIIK (1980), RÜTER (1990) sowie AN ET AL. (1981). Um die komplexe muskuloskelettale<br />

Beanspruchung eines Knochens beschreiben zu können, muss die Bewegung und alle<br />

lastübertragenden Strukturen identifiziert werden. Insbesondere die Vereinfachung der<br />

muskuloskelettalen Anatomie auf wenige Muskeln, bzw. Muskelgruppen, oder eine<br />

Vernachlässigung der stabilisierenden Wirkung der Ligamente sind nichtzulässige<br />

Vereinfachungen (COLLINS U. O´CONNOR 1991, HOLDEN ET AL. 1994). Daher sollten alle<br />

Strukturen, die am Knochen der jeweils zu modellierenden Bewegungseinheit ansetzen, in ihrer<br />

spezifischen Gestalt berücksichtigt werden, um ihre Bedeutung für die mechanische Situation der<br />

Bewegungseinheit erfassen zu können (DUDA 2001).<br />

Ansatz, Ursprung und Verlauf von Bändern, Sehnen und Muskeln werden anhand der<br />

Bewegungseinheit Schulter detailliert beschrieben, für die anderen Bewegungseinheiten können sie<br />

der Originalliteratur, die sich mit dem Bewegungsapparat befasst, entnommen werden.<br />

Insbesondere W. PLATZER (1991) liefert für Muskelverläufe und Sehnen gute schematische<br />

Darstellungen (PLATZER 1991).<br />

Kapitel 5 befasst sich mit dem aktiven Bewegungsapparat. Skelettmuskeln besitzen eine<br />

einheitliche Grundstruktur mit hohem Organisationsgrad und einer charakteristischen Hierarchie,<br />

die von den in Sarkomeren strukturierten kontraktilen Filamenten über Myofibrillen, Muskelfasern,<br />

4


Faserbündel und Kompartimente zum kompletten Muskel führt (WANK 2000). Bindegewebige<br />

Schichten liegen zwischen den Strukturen, dadurch entsteht ein Gitter- und Verschiebesystem, das<br />

die einzelnen Elemente fest miteinander verbindet, jedoch unabhängige Bewegungen zulässt<br />

(DILLMANN U. SEIFERT 2002).<br />

Die Übertragungsfunktionen der einzelnen Muskeln sind für die Modellierung und <strong>Simulation</strong> von<br />

Bewegung von elementarer Bedeutung. Die exakte Bestimmung der Muskelmomenthebel ist<br />

jedoch aufgrund der funktionsabhängigen Insertion der Muskeln und Sehnen problematisch. Für<br />

grobe Näherungen werden in der Regel verallgemeinerte Daten von Leichenmessungen aus der<br />

Literatur verwendet (SPOOR U. VAN LEEUWEN 1992, SPOOR 1990, VISSER 1990). Muskeln bzw.<br />

Muskelaktivitäten sind Nichtlinearitäten des Systems Bewegung. Manche Muskeln wirken als<br />

Aktoren, andere, weniger aktive als nichtlineare Dämpfungs- oder Federungsglieder. Daraus<br />

entwickelte sich ein weiterer Ansatz den biologischen Vorbildern näher zu kommen, das<br />

implementieren elastischer Elemente in Form von Längs- und Querelastizitäten, die so verschaltet<br />

sind, dass sich mit stärkerer Kontraktion immer mehr Längskontraktionen einhängen und damit die<br />

Spannungs-Dehnungs-Charakteristik nichtlinear verändern (NACHTIGALL 2002).<br />

Im Bereich der Muskelmodellierung existieren variierende Modellansätze, mikroskopische von<br />

HUXLEY (1957, 1973), makroskopische durch HATZE (1981) und ZAJAK (1989) sowie mittels FE<br />

Methode (HATZE 1981, HUXLEY 1957 U. 1973, ZAJAK 1989).<br />

Die <strong>Simulation</strong> muskel-mechanischer Modelle untersuchten u. a. ZAJAK (1989) und YAMAGUCCHI<br />

(1990). YAMAGUCCHI modellierte ein dreidimensionales Menschmodell mit acht Freiheitsgraden<br />

und zehn modellierten, dynamisch gesteuerten Muskelgruppen und erzeugte stabile Gangzyklen, in<br />

dem er Kontrollsignale im Sinne funktionaler Stimulation bestimmte (YAMAGUCCHI 1990).<br />

GÜNTHER (1997) modellierte ein mechanisches Modell des Menschen, das in einer dynamischen<br />

Vorwärtssimulation von realistischen Muskelmodellen gesteuert wurde (GÜNTHER 1997).<br />

Abb. 3: Dreidimensionales Muskelmodell (RIEHLE 2004)<br />

5


Zur besseren Übersichtlichkeit habe ich in Kapitel 6 den Bewegungsapparat in<br />

Bewegungseinheiten eingeteilt, in denen spezifische Knochen, Band-, Knorpeldaten, Sehnen- und<br />

Muskeldaten einschließlich funktioneller Betrachtungen zusammengefasst. Darüberhinaus liegen<br />

Angaben, wie Achsen, Winkelstellungen, Gradangaben <strong>zur</strong> Orientierung der jeweiligen<br />

Skelettelemente im Raum vor. Anatomische und biomechanische Koordinatensysteme sind<br />

unterschiedlich. Die Raumachsen biomechanischer Koordinatensysteme werden definiert nach dem<br />

karthesischen Koordinatensystem, in der funktionellen Anatomie wird der Mensch nach der<br />

Neutral-0-Methode von DEBRUNNER (1995) im Raum definiert (DEBRUNNER 1995). Diese<br />

Diskrepanz kann bei biomechanisch und anatomisch-funktionell orientierten Modellbauern zu<br />

Missverständnissen führen und wird deshalb in der folgenden Tabelle gegenübergestellt:<br />

Tab. 2: Übersicht über das biomechanische und funktionelle Koordinatensystem (REISCHLE 1995)<br />

Biomechanisches Koordinatensystem Funktionelles Koordinatensystem<br />

X-Achse: parallel <strong>zur</strong> Erdoberfläche und in Frontotransversalachse<br />

Haupt-Bewegungsrichtung<br />

lateral-medial<br />

Y-Achse: parallel <strong>zur</strong> Erdoberfläche und Frontosagittalachse<br />

senkrecht <strong>zur</strong> X-Achse<br />

cranial-caudal<br />

Besonderheit: Körperlängsachse<br />

Z-Achse: senkrecht <strong>zur</strong> Erdebene Sagittotransversalachse<br />

anterior-posterior<br />

Der Ansatz, Ursprung und Verlauf von Muskeln, Sehnen und Bändern sind in diesem Kapitel nur<br />

teilweise aufgeführt, da ihre Darstellung den Umfang der Arbeit sprengen würde. Sie können der<br />

Originalliteratur entnommen werden. Insbesondere PLATZER 1991, Teil 1: Bewegungsapparat,<br />

liefert gute schematische Darstellungen von Verlauf und Funktion, zu beachten ist allerdings, dass<br />

diese Strukturen flächig und nicht punktuell inserieren und sie in ihrem Verlauf oftmals verdreht<br />

sind. Verschiedene Bandanteile sind so in jeder Gelenkposition angespannt und gewährleisten<br />

Stabilität. Als Nachschlagwerk für die funktionelle Anatomie empfehle ich den RAUBER/KOPSCH,<br />

Bewegungsapparat Bd. I, (1998) und für die Biomechanik den KAPANDJI: Biomechanik der<br />

Gelenke Band 1-3 (1999).<br />

Da reale Knochen für den Scanning-Prozess verwendet wurden, sind Insertionsflächen, wie z. B.<br />

die Tuberositas tibiae, radii, ulnae und Linea aspera als strukturelle Merkmale zu erkennen, und<br />

dienen dem Modellbauer als Orientierung. Mit den Insertionsflächen ist auch die Entfernung des<br />

Muskelhebels zum Drehpunkt Gelenk vorgegeben.<br />

Die quantitativen Daten, Masse des Knochens und Längen- bzw. Größenangaben der jeweiligen<br />

eingescannten Knochen liegen in tabellarischer Form am Ende jeder Bewegungseinheit vor.<br />

Zum Teil liegen im Anhang Tabellen vor, die eine detaillierte Übersicht der Untersuchungen zu<br />

Materialeigenschaften von den Knochen liefern. Sie sind gegliedert nach Untersucher,<br />

Untersuchungsmethode, Untersuchungsbedingung, Probenanzahl, Probengröße, Lokalisation der<br />

6


Probenentnahme sowie Ergebnissen und wurden <strong>zur</strong> Verfügung gestellt von Hr. Herberger, Fa.<br />

Zimmermann, Winterthur.<br />

Das Kapitel 7 befasst sich mit den anthropometrischen Daten des Skeletts, die dem Körpermodell<br />

zugrunde liegen. Da nur die Längen der Tibia, des Femurs und des Fußes bekannt sind, werden bei<br />

der Ermittlung der anthropometrischen Daten für das Körpermodell die Normwerte für<br />

Körpergrößen, Körperbreiten und Körperhöhen, nach KLEIN-VOGELBACH 1999 verwendet. Das<br />

Norm-Körpergewicht und die Teilkörpergewichte ergeben sich aus der Körpergröße. Für das<br />

Körpermodell sind folgende Angaben von Interesse:<br />

• Längenmaße: Körperlänge, Gliederlänge, Umfänge<br />

• Masse und geometrische Verteilung der Masse: Lage des Körperschwerpunktes, der<br />

Teilkörperschwerpunkte, Massenträgheitsmomente<br />

• Innere Geometrie des Bewegungsapparates: Gelenkkonstruktionen, Lage der Gelenkachsen,<br />

Bewegungsausmaße der Gelenke, Hebelarme, Muskulatur, Muskellängen, Muskelvolumen<br />

(BALLREICH U. BAUMANN 1996, ENDLER 1980, WWW.OLYMPIASTUETZPUNKT.ORG)<br />

Das Körpermodell, eingesetzt in das SDS-<strong>Simulation</strong>sprogramm, kann im Bereich der<br />

Rehabilitation für die Analyse spezieller Problemstellungen eingesetzt werden. Aufgrund der<br />

realitätsgetreuen Modellierung der Gelenkkörper lassen sich für den Bereich der orthopädischen<br />

und traumatologischen Rehabilitation folgende Fragestellungen für die Schaffung von<br />

<strong>Simulation</strong>ssystemen definieren:<br />

• Untersuchung und Planung des Therapieverlaufes am Modell<br />

• Vorhersage der mechanischen Belastung von Gelenken im Einzelnen und des<br />

Bewegungsapparates im Ganzen<br />

• <strong>Simulation</strong> von Bewegungsabläufen des Patienten im Ist- und Soll-Zustand<br />

• Vorhersagen über die Effizienz von Hilfsmittelversorgung wie Einlagen, Orthesen<br />

• <strong>Simulation</strong> von therapeutischen Vorgehensweisen<br />

Ziel dieser Arbeit ist es, die experimentellen oder empirischen Daten - soweit sie existierenzusammenzufassen,<br />

die <strong>zur</strong> geometrischen Konstruktion eines Körpermodells mit hohem<br />

Realitätsgehalt und <strong>zur</strong> Simulierung idealer Bewegung benötigt werden. Die Konzeption dieser<br />

Arbeit richtet sich nach der Vorgehensweise, wie die eingescannten Knochen im Computer<br />

angeordnet wurden. Die Zusammenarbeit zwischen dem „Modellbauer“ und mir als Datenlieferin<br />

gestaltete sich dabei zunächst schwierig, weil immer wieder „harte“ Daten gefordert werden: Wie<br />

stehen die einzelnen Knochen zueinander im Raum? Welche Winkelangaben gibt es <strong>zur</strong><br />

Orientierung? Wie stark sind die Krümmungen der Wirbelsäule? Wie stehen die Rippen<br />

zueinander? Welche knöchernen Teile des Fußes haben Bodenkontakt? Wie fest sind Knochen?<br />

7


Allgemein gültige Aussagen für den Menschen sind aufgrund der Differenziertheit der Individuen<br />

und mangelnder Massenvermessungen nicht lieferbar. Wenn Daten vorliegen, so entstammen sie<br />

meistens von Untersuchungen kleiner Stichproben, wie z.B. die Untersuchungen und Vermessung<br />

der autochthonen Rückenmuskulatur zweier Leichen von LANGENBERG (LANGENBERG 1970), bzw.<br />

die Quantifizierung der Muskeln der unteren Extremität von 19 Sportlern mittels Ultraschall<br />

(VORONOV 2003).<br />

Die in der älteren Literatur verwendeten Einheiten kp, kg für Kraft werden in N und N/mm²<br />

umgerechnet. Bei den meisten Angaben handelt es sich um mittlere Normwerte bei erheblicher<br />

individueller Variabilität.<br />

8


2. Vorbereitung<br />

Mittels eines Laserscanners <strong>zur</strong> manuellen Digitalisierung von Objekten, FastSCAN der Firma RSI<br />

wurden die knöchernen Strukturen des passiven Bewegungsapparates sowie einige, aus<br />

zahnärztlicher Zweikomponenten-Abdruckmasse modellierten Knorpelflächen eingescannt. Der<br />

handgeführte Lasersensor besteht aus einem Diodenlinienlaser (670 nm/ 1mW), zwei<br />

monochromen Miniaturkameras und einem Magnetempfänger, die auf einen ca. 45 cm langen<br />

Handgriff montiert sind.<br />

Abb. 4: Fast SCAN am Beispiel des Scannings eines Fußes mit Darstellung des Laser-Abtaststrahls<br />

Die Knochen wurden so auf einem dünnen Stab positioniert, dass alle Seiten, Vorsprünge und<br />

Unregelmäßigkeiten des Knochens für die Profillinien (ca. 15-20 cm) des Lasers gut zu erreichen<br />

waren. Um die Objekte vollständig rekonstruieren zu können, werden die Position und die<br />

Orientierung des Sensors kontinuirlich durch einen Tracker (Sender/Empfänger-System auf<br />

Magnetfeldbasis) überwacht und mitgeteilt. Die dazugehörige Software verbindet die Abtastungen<br />

automatisch zu einem nahtlosen und geschlossenen Flächenmodell.<br />

9


Abb. 5: Unvollständige Rohdaten eines Teils des Fußes während des Scanningprozesses<br />

Die digitalisierten Rohdaten wurden in das Programm GeoMagic importiert und bearbeitet.<br />

Folgende Schritte wurden durchgeführt:<br />

• Eliminierung von Fehlmessung: Oberflächenglättung, Oberflächenverschließung,<br />

Verdickung von Wänden, Verdeutlichung scharfer Kanten.<br />

• Drehung, Skalierung und Zentrierung der Modelle auf dem Bildschirm: Bis auf die<br />

langen Röhrenknochen, wurden die Knochen bereits in der anatomischen Neutral-Null-<br />

Stellung eingescannt. Erstere wurden im Programm um 90° gedreht, um die entsprechende<br />

Ausrichtung zu erhalten.<br />

• Spiegelung von Modellen: Eingescannte Modelle können mittig geteilt werden und dann<br />

eine Hälfte gespiegelt werden. Bei den eingescannten Wirbelkörpern und Bandscheiben<br />

erleichtert dieses Verfahren später die Orientierung im SDS Programm. Desgleichen können<br />

Modelle im Ganzen gespiegelt werden<br />

• Modellexport in Standardformaten: Die bearbeiteten Knochenmodelle wurden dann in das<br />

<strong>Simulation</strong>sprogramm SolidDynamic6.2 importiert. Dort werden die Strukturen zum<br />

vollständigen Skelett angeordnet.<br />

Für den Scanning-Prozess standen <strong>zur</strong> Verfügung:<br />

• Modell 1: Skelett eines 26-jährigen Mannes. Bei diesem Modell waren die LWK 2 - 4 im<br />

ventralen Bereich des Wirbelkörpers defekt. Es fehlten BWK 1 und 2 sowie die gesamte<br />

Wirbelkörper der Halswirbelsäule HWK 1 – 7.<br />

10


• Modell 2: Die Wirbelsäule HWK 1 – LWK 5 eines ca. 70-Jährigen mit altersgemäßen<br />

Veränderungen. Folgende Wirbel weisen Defekte auf, die korrigierend nachmodelliert<br />

wurden:<br />

- BWK 6: Proc. spinosus<br />

- LWK 3: Proc. transversus rechts, Proc. art. sup. bds.<br />

- LWK 4: Proc. transversus links, Proc. art. sup. bds<br />

- LWK 5 : Proc. transversus re, Proc. art. sup. re,<br />

• Modell 3: Das Sternum einschließlich der Rippenknorpel eines anatomischen Plastilin-<br />

Modells der Universität Konstanz<br />

• ausgewählte Knorpelstrukturen geformt aus Zweikomponenten-Abdruckmasse. Im<br />

folgenden sind die eingescannten Knorpelteile aufgeführt: Bandscheiben; Cavitas<br />

Glenoidales; Gelenkknorpel des proximalen und distalen Humerus; Incisura trochlearis der<br />

Ulna; Symphyse; Acetabulum; Facies auriculares, Gelenkknorpel des proximalen und<br />

distalen Femurs; Gelenkknorpel der proximalen und distalen Tibia; Außen- und<br />

Innenmeniskus; Facies patellae; Trochlea tali<br />

Abb. 6: Darstellung der eingescannten Skelettelemente<br />

Zu diesem Bearbeitungszeitraum handelt es sich bei diesem Modell um ein Oberflächenmodell, das<br />

kinematische und dynamische <strong>Simulation</strong>en ausführen kann. Die mechanischen Gelenke der<br />

Teilstrukturen des Modells können in den drei Rotations- und Translationsrichtungen je nach<br />

Eingabe bewegt werden. Weitere <strong>Eigenschaften</strong>, die eingegeben werden können, sind die<br />

Dämpfung, Steifigkeit, Stopps und Verriegelungen von Bewegung in den Gelenkmodellen.<br />

11


Abb. 7: Anordnung der Skelettelemente im SDS-Programm<br />

Die Knochen des Skelettes und die Knochen der zweiten Wirbelsäule wurden im biologischen<br />

Labor ausgewogen und mit einer Schieblehre die äußeren Maße gemessen. Die Masse und die<br />

Abmessungen der fehlenden Wirbelkörper des Modell 1 sind entsprechend berechnet worden. Die<br />

Quantitativen Daten der jeweiligen Knochen liegen in tabellarischer Form am Ende der jeweiligen<br />

Bewegungseinheiten vor.<br />

Abb. 8: Zusammengestelltes Fußskelett der im Einzelnen, eingescannten Knochen<br />

12


Ein zukünftiger Schritt ist der Import dieses Modells in eine CAD Software, <strong>zur</strong> Verknüpfung mit<br />

Finite Elemente Analysen. Die Methode der Finiten Elemente (FE) ist ein Näherungsverfahren <strong>zur</strong><br />

Lösung von Differentialgleichungen und exakten Beschreibung von mechanischen Problemen. Der<br />

Grundgedanke ist dabei die Zerlegung eines beliebigen verformbaren Körpers in einzelne, endliche<br />

Teile. Die Teile sind verbunden über Knotenpunkte, in denen die veränderliche Form des Objektes<br />

in Form von Werten gespeichert ist. D.h. es wird ein Kontinuum in unendlich viele Elemente<br />

zerlegt, für die jeweils die problembeschreibende Beziehung in Form einfacher Gleichungen<br />

definiert werden. Dies beinhaltet die Festlegung der Randbedingungen, durch die die einzelnen<br />

Elemente miteinander verbunden sind, sowie die Lasten, die auf die einzelnen Elemente wirken.<br />

Diese Gleichungen lassen sich zu einem großen Gleichungssystem zusammenfügen, welches das<br />

Gesamtproblem charakterisiert und das Gesamtsystem hinreichend genau repräsentiert. Durch<br />

Tests werden <strong>Materialien</strong> mit Finiten Elementen virtuell so aufgebaut, dass sie dasselbe Verhalten<br />

zeigen, wie in der Realität. Die Elastizität und Verformung von <strong>Materialien</strong> sind durch<br />

kontinuirliche physikalische Lösungen beschrieben. Unter anderen Verfahren verwendet man am<br />

häufigsten das galerkin´sche Verfahren um Näherungslösungen durch die Finiten Elemente zu<br />

finden. Um die Elastizität eines Körpers zu simulieren wird eine „stiffness matrix“ durch Tests<br />

gebildet (RÜTER 1999).<br />

Die mit der FE-Methode erhaltenen Ergebnisse sind dabei weniger von der Struktur der<br />

Volumenabschnitte abhängig, diese sind beliebig zu verkleinern, als vielmehr von der Eingabe der<br />

mechanischen <strong>Eigenschaften</strong> des Volumensegmentes. Die Ergebnisse sind nur so gut und genau,<br />

wie die Angaben für die einzelnen definierten Elemente sind. Hier liegt die Problematik der FE-<br />

Methode. Nicht immer liegen ausreichend experimentelle Ergebnisse für die Festlegung der<br />

einzugebenden Daten vor (RÜTER 1999, VON STREMPEL 2001).<br />

13


3. Biomechanische Grundlagen<br />

Die Fähigkeit, innerhalb eines oberen und unteren Grenzbereiches auf einwirkende Kräfte aktiv zu<br />

reagieren und sich der Beanspruchung funktionell anzupassen (WOLFF´sches Gesetz 1892), ist der<br />

grundsätzliche Unterschied zwischen dem biomechanischen und biochemischen Verhalten der<br />

Muskulatur, Binde- und Stützgewebe; und dem rein passiven Verhalten technischer Baumaterialien<br />

(ENDLER 1980, KUMMER 1986, PAUWELS 1965, TILLMANN 1998). Makroskopisch manifestiert sich<br />

die Anpassung in Form und Größe von Knochen, Gelenken und den Angriffspunkten von Sehnen,<br />

Bändern und Muskeln, mesoskopisch in der Anordnung und Ausrichtung von Feinbauelementen,<br />

wie Spongiosatrabekeln und mikroskopisch im Auf- oder Abbau von <strong>Materialien</strong> wie<br />

Strukturproteinen und Kollagen (LOCHMANN 2003, WILLIAMS U. LISSNER 1992). Die <strong>Materialien</strong><br />

des Bewegungsapparates sind anisotrop und ändern ihre physikalischen <strong>Eigenschaften</strong> mit der<br />

Richtung der Krafteinwirkung. Sie sind eine Kombination von viskoelastischen und vollelastischen<br />

Elementen, das Spannungs-Dehnungs-Verhalten ist nicht linear (BURSTEIN ET AL. 1997, VON<br />

STREMPEL 2001, TILLMANN 1998, VOGEL 1995, WITTE 1996). Der Elastizitätsmodul differiert bei<br />

unterschiedlichen Richtungen der Krafteinwirkungen und unterschiedlichen Belastungsgeschwindigkeiten<br />

(VOGEL 1995, WHITE U. PANJABI 1990).<br />

Die für das Körpermodell zusammengefassten Daten sind physikalischen Untersuchungen<br />

entnommen, die im Bereich der Festigkeitslehre, Elastizitätslehre, der Statik und Dynamik, der<br />

Kinetik und Kinematik sowie der Rheologie durchgeführt wurden. Deshalb werden die<br />

physikalischen Grundbegriffe kurz erläutert.<br />

3.1. Materialeigenschaften fester Körper:<br />

Werden auf feste Körper Kräfte ausgeübt treten<br />

Verformungen. Die Art und Weise wie das Material der<br />

einwirkenden Kraft Widerstand leistet wird <strong>zur</strong> Analyse<br />

der mechanischen <strong>Eigenschaften</strong> des Materials<br />

herangezogen (WILLIAMS U. LISSNER 1992). Bleibt die<br />

Krafteinwirkung unterhalb der Elastizitätsgrenze des<br />

Materials, kehrt die Probe nach Entlastung in den<br />

ursprünglichen Zustand <strong>zur</strong>ück und verfügt über die<br />

Eigenschaft der Elastizität.<br />

Abb. 9: Wirkung von Kräften auf Körper<br />

(TILLMANN 1998).<br />

Wird eine Materialprobe über die Elastizitätsgrenze hinaus belastet, kehrt sie nicht in den<br />

ursprünglichen Zustand <strong>zur</strong>ück und zeigt ein plastisches Verhalten (BURSTEIN ET AL. 1997,<br />

14


CORDEY 2000, ENDLER 1980, TILLMANN 1998, VOGEL 1995; WITTE 1996). Äußere Kräfte können<br />

zentrisch oder exzentrisch einwirken. Wirkt eine Kraft zentrisch erzeugt sie je nach Richtung eine<br />

Druck- oder Zugspannung. Exzentrisch einwirkende Kräfte können je nach Richtung ihres<br />

Angriffspunktes zu Biege- Schub- und Torsionsbeanspruchungen führen, dabei wird neben der<br />

Kraft auch ein Drehmoment weitergeleitet, es kommt zu hohen ungleichmäßigen<br />

Spannungsverteilungen innerhalb des Materials (BURSTEIN ET AL. 1997, ENDLER 1980, TILLMANN<br />

1998, WILLIAMS U. LISSNER 1992, WINKEL 1995).<br />

3.1.1. Spannung und Dehnung<br />

Die inneren Kräfte, die ein belastetes Material einer Verformung durch von außen angreifenden<br />

Kräften entgegensetzt, werden als Spannungen/Beanspruchung bezeichnet Größe der<br />

Spannung/Beanspruchung errechnet sich aus dem Quotienten von Krafteinwirkung auf eine<br />

bestimmte Fläche, unabhängig von der Materialgröße. Bei Krafteinwirkung kommt es <strong>zur</strong><br />

Veränderungen der Größe und/oder der Form der Probe. Wird die Längenänderung ins Verhältnis<br />

<strong>zur</strong> Ausgangslänge gesetzt, ergibt sich die Dehnung bei Zugkräften und Stauchung bei<br />

Druckkräften (JOHNSON & JOHNSON 1997, VOGEL 1995, WILLIMAS U. LISSNER 1992).<br />

Spannung = Kraft/Fläche<br />

σ = F/A σ = N/m² [Pa]<br />

σ > 0: Zugspannung σ < 0: Druckspannung<br />

Dehnung = Längenänderung/Länge<br />

ε= ∆L/L<br />

ε : Dehnung des verformten Körpers [1], [%]<br />

∆L : Längenänderung des verformten Körpers [cm]<br />

L : Länge des unbelasteten Körpers [cm]<br />

Am Bewegungsappart wird in Belastung und mechanischer Beanspruchung unterschieden. Als<br />

Belastung eines Materials werden die äußeren Kräfte verschiedener Größe, Art, Richtung und Zeitbzw.<br />

Einwirkdauer verstanden, die auf den Körper einwirken. Bezogen auf das Körpermodell<br />

entsprechen diese Kräfte dem Körpergewicht, der Gegenkraft der Muskulatur sowie aus<br />

dynamischen Kräften, die in der Zeiteinheit bei Bewegung wirksam werden. Die mechanische<br />

Beanspruchung charakterisiert die Wirkung der äußeren Kräfte, die im belasteten Material als<br />

Spannungen im Sinne von plastischer und elastischer Verformung auftreten (ENDLER 1980,<br />

PAUWELS 1965, WILLIAMS U. LISSNER 1992 ). PAUWELS 1965 beschrieb die Wirkung äußerer<br />

Kräfte am Beispiel einer Säule. Durch zentrische Belastung ist die Druckspannung, bezogen auf<br />

15


den Querschnitt der Säule, gleichmäßiger und niedriger, als bei exzentrischer Belastung. Letztere<br />

führt zu hohen, ungleichmäßig verteilten Spannungen im Querschnitt der Säule, die zum Bruch<br />

führen können (ENDLER 1980, PAUWELS 1965, TILLMANN 1998).<br />

Abb. 10: Konzentrische und exzentrische Belastung und die daraus resultierende Beanspruchung<br />

einer Säule: D = Druck; Z = Zug (TILLMANN 1998)<br />

3.1.1.1. Elastizitätsmodul<br />

Der Elastizitätsmodul ist eine Materialkonstante und ein Maßstab für die Formfestigkeit von<br />

<strong>Materialien</strong> unter Einwirkung äußerer Dehnkräfte. Material mit höherem Elastizitätsmodul ist<br />

steifer und setzt, ungeachtet seiner Form, der Belastung einen größeren Widerstand entgegen, als<br />

ein Material mit niedrigem Elastizitätsmodul. Der Elastizitätsmodul ist belastungsabhängig und gilt<br />

nur für den linearen Bereich im Spannungs-Dehnungsdiagramm (BURSTEIN ET AL. 1997, JOHNSON<br />

& JOHNSON 1997, TILLMANN 1998).<br />

Elastizitätsmodul (Youngsches Modul)<br />

Elastizitätsmodul = E = Normalspannung/Normaldehnung [Pa]<br />

E = σ/ε = F/A • L/∆L gemessen in N/m²<br />

In Bezug auf das Körpermodell liegt der Elastizitätsmodul des Knorpels im Vergleich zum<br />

Knochen um den Faktor 100 niedriger, so dass bei gleicher Krafteinwirkung im Knorpel eine<br />

wesentlich schnellere und stärkere Kompression erfolgt als im Knochen. Dabei wird der Knorpel<br />

als viskoelastischer Körper nichtlinear verformt, was zu einer größeren Energieabsorption führt<br />

(MENKE 1997).<br />

16


3.1.1.2. Poissonscher Effekt:<br />

Eine Materialprobe an der gezogen wird, wird nicht nur länger, sondern auch dünner. Quantifiziert<br />

wird dieser Effekt durch das Verhältnis zwischen der Dehnung senkrecht <strong>zur</strong> Belastungsrichtung<br />

und der Dehnung parallel <strong>zur</strong> Belastungsrichtung. Das Volumen eines Materials verringert sich<br />

unter Zug- und Druckbeanspruchung nicht (BURSTEIN UND WRIGHT 1997). Das Verhältnis<br />

zwischen Längenänderung und Durchmesseränderung ist eine Materialkonstante (VOGEL 1995,<br />

WILLIAMS U. LISSNER 1992).<br />

Poissonzahl (Querkontraktionszahl)<br />

Poissonzahl = µ = Verhältnis Längenänderung zu Durchmesseränderung<br />

µ = -∆d⋅l/d⋅∆l<br />

3.1.1.3. Schubmodul<br />

Bei Scherungsbelastung greifen Kräfte tangential <strong>zur</strong> Körperoberfläche an, dabei kippen die<br />

Körperoberflächen um einen Winkel (α).α = τ/G. Es kommt zu Schubspannungen innerhalb des<br />

Materials. Bei Torsionsbelastungen wirken an einem Querschnittsumfang eines Stabes zwei<br />

entgegengesetzte Tangentialkräfte. Diese erzeugen zwei Drehmomente, die den Stab um seine<br />

Achse verzerren. Das Verhältnis von Schubspannung zu Scherung wird als Schubmodul bezeichnet<br />

und ist eine Materialkonstante, die als Maß für den Widerstand des Materials gegen eine<br />

Verzerrung bei Belastung gilt (BURSTEIN UND WRIGHT 1997, HÖFLING 1981, VOGEL 1995).<br />

Schubmodul/Gleitmodul:<br />

Gleitmodul = Schubspannung τ <strong>zur</strong> Scherung α<br />

G = τ/α<br />

3.1.1.4. Spannungs-Dehnungs-Kurve<br />

Zur grundlegenden Charakterisierung eines Materials dient die Spannungs-Dehnungs-Kurve. Sie<br />

erlaubt die Beurteilung der zulässigen Beanspruchung von <strong>Materialien</strong> künstlicher und natürlicher<br />

Strukturen hinsichtlich der Haltbarkeit, Funktionsfähigkeit und Funktionsdauer. Im elastischen<br />

Bereich der Spannungs-Dehnungs-Kurve ist zunächst die Verformung der einwirkenden Kraft<br />

proportional (HOOK´sches Gesetz). Die Proportionalität endet am Übergang vom elastischen zum<br />

plastischen Bereich (Proportionalitätsgrenze, Streckgrenze). Oberhalb dieser Grenze nimmt die<br />

Dehnung zu und es kommt zu inneren Umlagerungen und Gefügeänderungen, die bis <strong>zur</strong><br />

Fließgrenze noch elastisch sind. Das Ende des plastischen Bereiches markiert die Festigkeitsgrenze<br />

(Zugfestigkeit, Bruchpunkt). Die Kraft, die zum Bruch führt, wird als Bruchkraft bezeichnet. Der<br />

17


Verlauf der Kurve hängt vom Material, von den äußeren Bedingungen, wie Temperatur,<br />

Geschwindigkeit der Verformung und von der Vorbelastung des Materials ab (BURSTEIN ET AL.<br />

1997, CORDEY 2000, ENDLER 1980, TILLMANN 1998, VOGEL 1995, WITTE 1996).<br />

Abb.11: Spannungs-Dehnungs-Kurve (nach VOGEL 1995)<br />

3.1.2. Strukturelle Steifigkeit und Festigkeit<br />

Die strukturelle Steifigkeit beschreibt die Kraft, welche einen Körper um eine bestimmte Länge<br />

verändert. Die Steifigkeit ist das Verhältnis von Belastung (Kraft oder Moment) und der durch sie<br />

bewirkten Verformung (Verschiebung/Rotation). Die Einheiten dieser Größe werden in N/mm<br />

angegeben (BURSTEIN UND WRIGHT 1997).<br />

Steifigkeit:<br />

Verhältnis Belastung <strong>zur</strong> Verformung<br />

Steifigkeit = E ⋅A/L (N/mm)<br />

Die Festigkeit einer Struktur wird mit der maximalen Last angegeben, welche die Struktur ohne<br />

Materialversagen standhalten kann. Die Bruchlast (N) errechnet sich aus der Belastung an der<br />

Festigkeitsgrenze und der Materialquerschnittsfläche (BURSTEIN UND WRIGHT 1997).<br />

Abb. 12: Steifigkeit der Bandscheibe in unterschiedlichen Belastungsrichtungen, bei 90° ist die<br />

Steifigkeit am niedrigsten, bei 15 ° am höchsten (WHITE UND PANJABI 1990)<br />

18


3.1.3. Biegung<br />

Wird ein massives Stützelement wie ein Balken oder Stab auf Biegung beansprucht, treten an<br />

dessen Rändern hohe Spannungen auf, die konvexe Seite erfährt dabei eine Dehnung und die<br />

konkave Seite eine Stauchung. Zum Kern nehmen die Spannungen kontinuierlich ab und erreichen<br />

im Inneren den Wert 0 (neutrale Faser). Im neutralen Faserbereich kann unter ökonomischen<br />

Gesichtspunkten Material eingespart werden. In der Technik stellt das Rohr die optimale<br />

Konstruktion eines auf Biegung beanspruchten Stützelementes dar, dieses Konstruktionsprinzip<br />

findet sich am Bewegungsapparat bei den langen Röhrenknochen, Femur, Tibia, Humerus etc.<br />

wieder (CORDEY 2000, ENDLER 1980, HÖFLING 1981, PAUWELS 1996, VOGEL 1995).<br />

Abb. 13: Druckbeanspruchung eines Stabes auf Biegung (TILLMANN 1998).<br />

Muskeln können Biegebeanspruchungen innerhalb von Röhrenknochen reduzieren. Der Zug der<br />

Muskulatur stellt ein Momenten-Gleichgewicht her und wandelt exzentrische Belastung in<br />

konzentrische Belastung um. Dadurch wird die Beanspruchung des Röhrenknochens reduziert, die<br />

Druckspannungen erhöhen sich jedoch entsprechend der einwirkenden Muskelkraft. PAUWELS<br />

prägte den Begriff der Zuggurtung als Funktion von Muskeln und definierte eine Zug- bzw.<br />

Druckseite am Knochen (MENKE 1997, PAUWELS 1965, TILLMANN 1998).<br />

a.) b.)<br />

Abb. 14: Prinzip der muskulären Zuggurtung (a) und Beispiele am Bewegungsapparat (b)<br />

(TILLMANN 1998)<br />

19


Analysen von DUDA (2001) deuten an, dass sich die Zug- und Druckseite bei verschiedenen<br />

Belastungen abwechseln und es so zu Biegewechselbelastungen kommen kann (DUDA 2001).<br />

3.2. Kinematik und Dynamik<br />

Die Kinematik beschreibt die räumlich-zeitliche Charakteristik der Bewegung, ohne die Masse der<br />

Körper und die einwirkenden Kräfte zu berücksichtigen. Sie betrachtet ausschließlich die<br />

Bewegungen starrer Körper oder Punkte mit Hilfe von Koordinatensystemen und ermöglicht ihre<br />

geometrische Darstellung. Nach dem zeitlichen Verlauf sind gleichförmige Bewegungen, die mit<br />

konstanter Geschwindigkeit erfolgen, von ungleichförmigen Bewegungen zu unterscheiden, die<br />

eine veränderliche Geschwindigkeitscharakteristik aufzeigen. Weg, Zeit, Winkel und die daraus<br />

ableitbaren Größen Frequenz, Geschwindigkeit und Beschleunigung sind kinematische Größen<br />

(BALLREICH U. BAUMANN 1997, WILLIMCZIK 1989).<br />

3.2.1.Athrokinematik<br />

Für die Erstellung des Körpermodells ist die Gelenkkinematik von Bedeutung. Nach ihrem<br />

geometrischen Ablauf werden am Gelenk translatorische (fortschreitende, gleitende) und<br />

rotatorische (drehende, rollende) Bewegungen unterschieden. Rotationen sind um die X-, Y- und<br />

Z-Achse, Translationen entlang dieser Achsen möglich.<br />

Die Form der Gelenkflächen ist dabei entscheidend. Sind die Gelenkflächen gebogen kommt es<br />

beim Gleiten automatisch zu einem Rollen (Hüftgelenk), ungleichmäßige Krümmungen der<br />

Gelenkpartner führt zu einem Wandern der Gelenkachsen bei Bewegung (Femorotibialgelenk).<br />

Translatorische Beweglichkeit ist die Grundvoraussetzung für Bewegungen im Gelenk (BETZ 2002,<br />

KAPANDJI 1999, TILLMANN).<br />

Abb. 15: Bewegungsachse am Hüft- (a) und wandernde Bewegungsachsen am Kniegelenk (b)<br />

(BETZ 2002).<br />

20


Neben den Bewegungen und Beschleunigungen materieller Punkte eines starren Körpers, wie z.B.<br />

des Körperschwerpunktes oder der Teilkörperschwerpunkte, werden auch Bewegungen von<br />

Punkten um Achsen oder Achsenbewegungen zueinander analysiert, wobei die Bewegung selbst<br />

als ein Vektor mit Größe, Richtung und Wirkungslinie anzusehen ist. Zur klaren geometrischen<br />

Darstellung komplexer Bewegungsabläufe werden die Winkelgeschwindigkeiten der<br />

Gelenkbewegungen benötigt (BURSTEIN ET AL. 1997, CORDEY 2000, ENDLER 1980, HÖFLING<br />

1981, REISCHLE 1995, VOGEL 1995).<br />

Mit der Dynamik werden die Kräfte analysiert, die als Verformungs- Beschleunigungs-, oder<br />

Verzögerungskräfte bei materiellen Körpern wirksam werden. Die daraus ableitbaren Größen sind<br />

das Drehmoment, der Impuls, die Arbeit und die Leistung. Die Fähigkeit eines Körpers, gegebenen<br />

Veränderungen seiner Winkelbeschleunigungen Widerstand zu leisten bzw. eine<br />

Winkelbeschleunigung aufzunehmen, hängt nicht nur von der Körpermasse, sondern in erster Linie<br />

von der Verteilung der Masse um eine Drehachse ab. Je größer die Massenkonzentration, desto<br />

größer ist das Massenträgheitsmoment, dass berechnet wird aus dem Produkt der Masse des<br />

Körpers mit dem Quadrat des senkrechten Abstandes des Massenpunktes von der Drehachse:<br />

J =M·r²<br />

(BURSTEIN ET AL 1997, CORDEY 2000, ENDLER 1980, HÖFLING 1981).<br />

Der Impuls beschreibt den Bewegungszustand eines Körpers über die Zeit. Der Betrag der<br />

wirkenden Kraft entspricht der zeitlichen Veränderung des Impulses. Nimmt die Kraft über die Zeit<br />

ab, handelt es sich um eine Dämpfung, bei der Energie verloren geht. Die Größe des<br />

Energieverlustes ist bestimmt durch die <strong>Eigenschaften</strong> des verformten Materials, sowie durch die<br />

räumliche und zeitliche Art der Lastaufbringung (VOGEL 1995, REISCHLE 1995, WITTE 1996).<br />

Die Dynamometrie dient der direkten Bestimmung von äußeren Kräften, d.h. von Kräften, die an<br />

der Peripherie (Extremitäten) des Körpers als Reaktionskräfte gemessen werden können. Die<br />

verformende Wirkung der Kraft an elastischen Körpern wird <strong>zur</strong> Kraftmessung und in elektrische<br />

Größen umgewandelt. Zur Umwandlung werden Dehnungsmessstreifen und Druckmessplatten<br />

(piezoelektronische Geber) verwendet. Dynamometrische Messverfahren registrieren die Kraft in<br />

Abhängigkeit von der Zeit (BALLREICH U. BAUMANN 1996, ROTH U. WILLIMCZIK 1999).<br />

3.3. Statik und Kinetik<br />

Die Statik behandelt das stabile Gleichgewicht der Kräfte auf einen Körper. Wenn sowohl die<br />

Summe aller auf einen Körper wirkenden äußeren Kräfte, als auch die Summe aller an ihm<br />

angreifenden Drehmomente gleich Null ist, dann befindet sich der Körper im Gleichgewicht. Je<br />

21


nach dem, wie sich ein Körper bei geringer Auslenkung verhält, wird in ein labiles, stabiles oder<br />

indifferentes Gleichgewicht unterschieden. Der Stabilitätsgrad ist proportional der<br />

Unterstützungsfläche und umgekehrt proportional <strong>zur</strong> Höhe des Körperschwerpunktes (BURSTEIN<br />

ET AL. 1997, ENDLER 1980, HÖFLING 1981, REISCHLE 1995, VOGEL 1995).<br />

Die Kinetik beschäftigt sich mit dem Zusammenhang zwischen Kräften und den von ihnen<br />

erzeugten Bewegungen. Am Beispiel des Kniegelenkes wird klar, wie komplex dieser Bereich ist.<br />

Das Kniegelenk unterliegt bei Extension und Flexion einem Zwangslauf, der durch das<br />

Zusammenwirken der Kreuz- und Kollateralbänder in einer Rollgleitbewegung gesteuert wird. Die<br />

Veränderung der Kreuzungspunkte von Kreuz- und Seitenbänder (Drehachsen der Bewegung)<br />

ergeben eine Rastpolkurve, die die geometrischen Orte aller Drehpunkte innerhalb des<br />

Bewegungsablaufes verbindet. Bei zunehmender Beugung wird der Kraftarm länger. Durch die<br />

Verlängerung des Kraftarmes wird die Muskelkraft <strong>zur</strong> Aufrechterhaltung des Gleichgewichtes<br />

gegenüber der Belastung eingespart (ENDLER 1980, TILLMANN 1998, MENSCHIK 1987).<br />

22


4. Passiver Bewegungsapparat:<br />

4.1. Vorüberlegungen<br />

Knochen und Knorpel sind die grundlegende Struktur des menschlichen Fortbewegungssystems<br />

und die gewichttragenden Elemente des passiven Bewegungsapparates. Während die Knochen als<br />

starre Hebel von den Muskeln bewegt werden, ist Knorpel das elastische Gewebe, das die<br />

Knochenenden überzieht und die Gelenke mitbildet. Kollagen ist die Schlüsselkomponente beider<br />

Gewebe. Im Knochen dienen kollagene Fasern als Grundgerüst <strong>zur</strong> Einlagerung von<br />

anorganischem Material (Hydroxylapatid), im Knorpel als Medium für eine wässrige Phase (VOLPI<br />

1991).<br />

4.2. Knochen<br />

Knochen treten in unterschiedlichen Formen auf, Röhrenknochen, platte, kurze und unregelmäßig<br />

geformte Knochen, die Form ist genetisch festgelegt, die Struktur hängt jedoch weitgehend von Art<br />

und Größe der mechanischen Beanspruchung ab. Für die Beanspruchung des Knochen innerhalb<br />

des Bewegungsapparates ist maßgebend, dass die resultierende Druckkraft, die über die Gelenke<br />

auf das Skelettelement wirkt, nicht mit seiner Längsachse übereinstimmt. Daher wird das<br />

Skelettelement nicht nur auf Druck, sondern stets über einen Hebelarm auf Biegung beansprucht<br />

(PAUWELS 1973). Die Wirkung der zusammengesetzten Beanspruchung ist beim Röhrenknochen<br />

und bei dem Spongiosabalken unterschiedlich. Beim Röhrenknochen wird die Breite der Kortikalis<br />

an die entsprechende Größe der Druck- und Zugbeanspruchung angepasst, beim Spongiosabalken<br />

kommt es zum Umbau, bis die Achse des Balkens mit der Druckkraft zusammenfällt (PAUWELS<br />

1973).<br />

Knochengewebe besteht zu 1-2 % aus Kollagenfibrillen, Glykosaminoglykanen und<br />

Proteoglykanen und zu 90 % aus anorganischen Mineralien wie Calciumphosphat,<br />

Calciumcarbonat, Magnesiumphosphat und Alkalisalz. Wasser liegt in gebundener und freier Form<br />

in einem bilateralen Gleichgewicht vor. Der Wassergehalt hat einen signifikanten Effekt auf die<br />

mechanischen <strong>Eigenschaften</strong> des Knochens. Über eine besondere Funktion der Wasserspeicherung<br />

verfügt der subchondrale Knochen (s. u.) (CHOI 1999).<br />

4.2.1. Morphologie des Knochens<br />

Knochen ist ein Kompositmaterial, das aus unterschiedlichen Komponenten aufgebaut ist. Beim<br />

Röhrenknochen bildet die Substantia compacta die äußere Knochenschicht, lediglich umschlossen<br />

vom Periost, die Substantia spongiosa befindet sich an den Epiphysen und die Diaphyse ist gefüllt<br />

mit Gefäßen, Nerven und Knochenmark, dass in seiner Gesamtheit etwa 2600 g wiegt (TITTEL<br />

1994, 41).<br />

23


Abb. 16: Dreidimensionale Darstellung eines Lamellenknochens (TILLMANN 1998).<br />

Kriterium für die Unterscheidung zwischen der Substantia compacta und der Substantia spongiosa<br />

ist die Mineraldichte, die beim kortikalen Knochen mit etwa 1,6-2,0 g/cm³ und beim spongiösen<br />

Knochen mit etwa 0,07-0,97 g/cm³ angegeben wird. Die gesamte Knochenmasse des Körpers<br />

besteht zu 20 % aus Spongiosa und zu 80 % aus Kompacta. Die maximale Knochenmasse wird im<br />

Alter von 20 – 30 erreicht, danach kommt es zu einer langsamen Abnahme der Knochenmasse um<br />

ca. 0,5 – 1 % jährlich (MENKE 1997).<br />

Die Substantia spongiosa passt sich der einwirkenden Beanspruchung nicht nur durch<br />

Materialmenge und -verteilung, sondern auch durch die Ausrichtung der Spongiosaelemente<br />

funktionell an. Die Balkenzüge des trajektoriellen Rahmenfachwerkes sind vorwiegend<br />

biegungsfrei auf Zug und/oder Druck beansprucht (Zug- und Drucktrabekeln), die Balkendichte<br />

entspricht an jeder Stelle den Anforderungen, der bei der Beanspruchung auftretenden<br />

Spannungsgrößen (PAUWELS 1965/1973).<br />

Abb. 17: Materialdichte im Femurkopf (a) Röntgenbild, (b) Modellberechnung (MENKE 1997)<br />

Die Materialeigenschaften einzelner Spongiosabalken untersuchten u.a.: MENTE ET AL. 1989, RHO<br />

ET AL. 1993 UND TOWNSEND ET AL. 1975. Der Elastizitätsmodul lag bei feuchter Probenpräparation<br />

24


ei 11,380 N/mm² und bei Trockenpräparaten bei 14,130 N/mm² (TOWNSEND ET AL 1975). RHO ET<br />

AL untersuchten einzelne Trabekeln mit zwei unterschiedlichen Messmethoden und kamen beim<br />

mechanischen Zugversuch auf einen E-Modul von 10,400 N/mm² und bei der Untersuchung mit<br />

Ultraschall auf einen E-Modul von 14,800 N/mm² (RHO ET AL. 1989). Nach HANSSON ET AL.<br />

(1975) wird die Festigkeit von Spongiosagewebe mit 870 – 1730 N/mm² angegeben, der E-Modul<br />

mit 13 – 27 N/mm² (HANSSON ET AL. 1975).<br />

Der subchondrale Knochen, der an den knorpelbedeckten Gelenkenden zu finden ist, besteht aus<br />

verdichteter Spongiosa. An der Oberfläche weist der subchondrale Knochen Perforationen<br />

unterschiedlicher Größe auf (DUNCAN 1990). RADIN und Mitarbeiter (1979) ermittelten, dass<br />

dieser Spongiosaschicht bei ausgeführten Stoßbewegungen eine beträchtliche Dämpfungsaufgabe,<br />

ähnlich der des Knorpels, zukommt. Werte für den Elastizitätsmodul des subchondralen Knochens<br />

liegen zwischen 11,5 N/mm² (CHOI ET AL. 1990) und 30,6 N/mm² (MURRAY ET AL 1984). Ursache<br />

des geringen E-Moduls sind die Poren, die als mikrostrukturelle Defekte die Fähigkeit des<br />

Gewebes, Deformationen Widerstand zu leisten, herabsetzen (CHOI ET AL. 1990, DUNCAN ET AL.<br />

1987).<br />

4.2.2. Biomechanische <strong>Eigenschaften</strong> von Knochen<br />

Knochengewebe ist anisotrop, inhomogen, und viskoelastisch. Die Druckfestigkeit des Knochens<br />

ist im Verhältnis 3:2 größer als seine Zugbelastung. Die Festigkeit geht parallel zum Mineralgehalt<br />

(KUMMER 1980, AMTMANN 1961) und <strong>zur</strong> Struktur des Gewebes (ASHMAN ET AL 1987,<br />

SEVASTIANOV ET AL 2000).<br />

Beide Faktoren sind abhängig vom Alter und Geschlecht. Jungendliches Knochengewebe weist<br />

einen niedrigen E-Modul, eine geringere Zugfestigkeit und eine stärkere Gesamtverlängerung bei<br />

Versagen auf, als Gewebe reifer Knochen. Bis <strong>zur</strong> 3. Lebensdekade erhöht sich der E-Modul und<br />

die Streckgrenze, die mechanischen <strong>Eigenschaften</strong> verschlechtern sich mit dem Alter (BREAR ET<br />

AL 1990, BURSTEIN U. WRIGHT 1997, TILLMANN 1998, TITTEL 1994).<br />

Tab. 3: Mechanische <strong>Eigenschaften</strong> des menschlichen Femurs in unterschiedlichen Altersstufen<br />

(nach BREAR ET AL 1990)<br />

Zugfestigkeit E-Modul<br />

3 jährig 123 N/mm² 7000 N/mm“<br />

5-jährig 136 N/mm² 10400 N/mm²<br />

5-jährig 156 N/mm² 12600 N/mm²<br />

35-jährig 166 N/mm² 16700 N/mm²<br />

25


Einige Untersucher betrachten die Substantia compacta und spongiosa als unterschiedliche<br />

Werkmaterialien mit entsprechend unterschiedlichen Materialeigenschaften (EVANS ET AL. 1983,<br />

RICE ET AL. 1988, PUGH ET AL. 1973, SCHAFFLER ET AL. 1988). Andere, wie CARTER U. HAYES<br />

1976 U. 1977, MARTIN 1984 und MCELHANEY ET AL. 1970 betrachten die beiden Knochentypen<br />

als ein morphologisches Material.<br />

Untersuchungen der Materialeigenschaften von markhaltiger und entmarkter Spongiosa ergeben<br />

unterschiedliche Werte für die Festigkeit und den E-Modul. Carter u. Hayes zeigten, dass<br />

spongiöser Knochen mit Mark über eine Festigkeit von 27,0 N/mm² gegenüber 5,9 N/mm² ohne<br />

Mark und über einen E-Modul von 211 N/mm² gegenüber 54 N/mm² verfügt (CARTER U. HAYES<br />

1977). Diese Ergebnisse sprechen für die knochenfestigende Funktion des Knochenmarks (MOW<br />

ET AL 1990).<br />

Die Festigkeit von Knochen ist abhängig von der anatomischen Region der Probenentnahme.<br />

KELLER ET AL. (1990) untersuchten Knochenproben von der Compacta des proximalen und<br />

distalen Femurendes und ermittelten, dass die proximal entnommenen Proben größere<br />

Festigkeitseigenschaften aufweisen (202, 05 N/mm², E-Modul 13450 N/mm²) als die distalen<br />

Proben: 152,4 N/mm²; E-Modul: 10900 N/mm² (KELLER ET AL 1990). Auf ähnliche Ergebnisse<br />

kamen ROHLMANN ET AL. 1980 bezüglich des trabekularen Knochens. Sie zeigten, dass die<br />

Spongiosa des Femurkopfes um ca. 40 % fester ist, als die der Femurkondylen (ROHLMANN ET AL.<br />

1980).<br />

Bezüglich trabekularer Probenentnahmen einer Knochenregion konnten MARTENS ET AL. 1983 am<br />

proximalen Femurende und WIXSON ET AL. 1989 am Tibiaplateau unterschiedliche<br />

Festigkeitseigenschaften ermitteln (MARTENS ET AL. 1983, WIXSON ET AL 1989). Die Festigkeit im<br />

medialen, lateralen und anterioren Bereich des Tibiaplateau lag bei 6,9, 4,8 und 3,5 N/mm², der<br />

Elastizitätsmodul bei 18100, 13400 und 10200 N/mm² (WIXSON ET AL. 1989). Am proximalen<br />

Femurende wurden Proben vom Femurkopf, Femurhals und intertrochanteren Bereich entnommen.<br />

Es zeigten sich differierende Werte in den Regionen und den drei Belastungsrichtungen:<br />

Tab. 4: Materialeigenschaften am proximalen Femurende (nach MARTENS ET AL 1983)<br />

Femurkopf (N/mm²) Femurhals (N/mm²) Intertrochantär (N/mm²)<br />

Festigkeit (x – trans.) 9,3 6,6 3,6<br />

Festigkeit (y – long..) 10,2 2,8 3,7<br />

Festigkeit (z – ap.) 4,9 0,965 0,595<br />

E-Modul (x – trans.) 900 616 263<br />

E-Modul (y – long.) 811 174 317<br />

E-Modul (z – ap) 403 63 12,45<br />

26


REILLY U. BURSTEIN (1975) untersuchten die Materialeigenschaften des kortikalen Knochens des<br />

Femurs in longitudinaler und transversaler Beanspruchungsrichtung. Sie zeigten, dass in<br />

longitudinaler Richtung der Knochen fester und der E-Modul größer ist, als in transversaler<br />

Richtung (REILLY U. BURSTEIN 1975). BURSTEIN et al (1975) untersuchten die<br />

Materialeigenschaften von kortikalem Knochen in den unterschiedlichen Belastungsrichtungen:<br />

Tab. 5: Mechanische <strong>Eigenschaften</strong> von kortikalem Knochen (nach REILLY U. BURSTEIN 1975 (1),<br />

TITTEL 1994 (2)).<br />

Kortikaler Knochen (frisch) Mechanische <strong>Eigenschaften</strong> (N/mm²)<br />

E-Modul longitudinal 17000 (1)<br />

12753 (2)<br />

E-Modul transversal 11500 (1)<br />

Zugfestigkeit longitudinal 133 (1)<br />

166,77 (2)<br />

Druckfestigkeit longitudinal 193 (1)<br />

147,15 (2)<br />

Scherspannung longitudinal 68 (1)<br />

Zugspannung transversal 51 (1)<br />

Druckspannung transversal 133 (1)<br />

Die Spannungs-Dehnungs-Kurve für Knochen ist wesentlich beeinflusst von der<br />

Dehnungsgeschwindigkeit. CARTER UND HAYES stellten 1977 die Proportionalität von<br />

Bruchfestigkeit, E-Modul und Dehnungsgeschwindigkeit fest. Obwohl Dauerbeanspruchung im<br />

elastischen Teil der Spannungs-Dehnungskurve zum Ermüdungsbruch führen kann (z.B.<br />

Marschfraktur des Os metatarsale II und III), dient als Kennzeichen für die Druckfestigkeit des<br />

Knochens die Höchstlast, die ein Knochenstück bei einmaliger Belastungssituation aushält Die<br />

Dehnbarkeit von Knochengewebe liegt bei etwa 3 %, die Biegefestigkeit bei etwa 176,58 N/mm²<br />

(AMTMANN 1980, BURSTEIN U. WRIGHT 1997, CARTER U. HAYES 1977, VOLL 1995).<br />

Mittels Finite Elemente-Methode (s. u.) konnten ROSSMANN U. WITZEL (2003) zeigen, dass sich<br />

Ausmaß, Form und Stärke von Knochen über die auf sie einwirkenden mechanischen Belastungen<br />

definieren, dies zeigt Zukunftsperspektiven für die funktionsgerechtere Entwicklung von<br />

Prothesen, Implantaten und Modellen (ROSSMANN U. WITZEL 2003)<br />

4.3. Gelenke<br />

4.3.1 Vorüberlegungen<br />

Gelenke sind Diskontinuitäten innerhalb des passiven Bewegungssystems, die Kräfte und Momente<br />

übertragen und Bewegung ermöglichen. Das Gesamtsystem Gelenk ist durch die Gelenkkapsel mit<br />

ihren zwei Gewebeschichten nach außen abgedichtet und beinhaltet neben den mit der<br />

Knorpelschicht überzogenen knöchernen Festkörpern die Synovia und gegebenenfalls<br />

27


intraartikuläre Strukturen, wie Disci und Menisci (TILLMANN 1998). Zwei Hauptprinzipien,<br />

Formschluss und Kraftschluss, gewährleisten die Stabilität. Gelenke mit kongruenten<br />

Gelenkpartnern werden als formschlüssig, inkongruente Gelenke als kraftschlüssig bezeichnet.<br />

Letztere zeichnen sich durch einen stark ausgeprägten Band- und Muskelapparat aus (VLEEMING<br />

1998).<br />

Abb. 18: Schematische Darstellung des Gelenkaufbaus (MENKE 1997)<br />

Gelenke definieren sich anatomisch funktionell gesehen nicht nur aus den Bewegungen zweier<br />

Hebel zueinander, sondern sie bilden mit den periartikulären Strukturen eine Funktionseinheit. Zu<br />

den Strukturen gehören der Kapsel-Bandapparat als passive Stabilisatoren, die das Gelenk<br />

umgebende Muskulatur als aktive Stabilisatoren, ihre Innervation und die zentrale Steuerung des<br />

Gelenkes. Zwei Faktoren sind für das Bewegungsausmaß in einem Gelenk von entscheidender<br />

Bedeutung (BETZ 2002, LEHNARD 1995):<br />

• Genetisch determiniert sind das Maß an Festigkeit (gegenüber Elastizität) des Bindegewebes<br />

und die Anatomie des Individuums<br />

• Das menschliche Bewegungssystem ist plastisch und passt sich den Anforderungen<br />

bezüglich Stabilität und Mobilität an (Funktionelle Anpassung).<br />

4.3.2. Gelenkknorpel<br />

Der hyaline Gelenkknorpel überzieht die artikulierenden Teile des Gelenkes und besteht aus einer<br />

festen Matrix von Kollagen und wasserbindenden Proteoglykanen zu ca 20 – 40% und zu 60-80%<br />

aus Wasser. Aufgrund seiner spezifischen Bauweise hat er in erster Linie die Aufgabe,<br />

Spannungskonzentrationen gleichmäßig über die lasttragenden Flächen zu verteilen, sowie<br />

Bewegung mit einem Minimum an Reibung zu gewährleisten (ENDLER 1980, FRANKEL U. NORDIN<br />

1980, PAUWELS 1965). Darüber hinaus muss er in der Lage sein, Spannungsspitzen abzufangen,<br />

wobei einerseits die viskoelastische Verformbarkeit und andererseits ein<br />

Flüssigkeitskammersystem als Puffer wirksam werden (ENDLER 1980, ZAREK U. EDWARDS 1966).<br />

28


Die Dicke des hyalinen Knorpels beträgt je nach Gelenk zwischen 1 und 7 mm (WINKEL 1995).<br />

Morphologisch besteht der hyaline Knorpel aus drei spezifischen strukturellen Zonen, der<br />

Oberflächenzone, bestehend aus dicht gepackten kollagenen Fibrillen, der mittleren Zone mit<br />

Proteoglycanen, die Wasser aufnehmen und der tiefen Zone, die als Verankerung des Knorpels auf<br />

der subchondralen Platte dient. Alle Zonen sind durch ein unterschiedliches Zugverhalten<br />

gekennzeichnet (HENDRICH ET AL. 2003).<br />

4.3.2.1. Biomechanik des Gelenkknorpels<br />

Die Gelenkfunktion steht und fällt mit der Funktion des Gelenkknorpels. Die Festigkeit des<br />

Systems Knorpel ist bedingt durch den osmotischen Druck der Flüssigkeit gegen den Widerstand<br />

der zugfesten kollagenen Fibrillen. Deshalb ist die Belastbarkeit des Knorpelgewebes bestimmt<br />

durch das Verhältnis von Proteoglykanen zu kollagenen Fasern, durch die Dicke, Länge und Zahl<br />

der kollagenen Fibrillen, sowie ihrer Anordnung innerhalb des Gewebes. (TILLMANN 1998, TITTEL<br />

1994, VINCENT 1982).<br />

Werkstoffkundlich ist die Arbeit mit Knorpel schwierig. Knorpel verfügt über eine beachtliche<br />

Viskoelastizität, sein makromolekularer Aufbau resultiert in Anisotropie und Inhomogenität. Seine<br />

leichte Deformierbarkeit ist empfindlich gegenüber Änderungen der Temperatur, des pH-Wertes<br />

und sonstigen Ionenkonzentrationen. Die Verformung kommt durch einen interstitionellen<br />

Flüssigkeitsfluss zustande. Daraus ergibt sich, dass der Elastizitätsmodul eine relative und variable<br />

Größe ist, die sich entsprechend der Dauer der Lasteinwirkung verändern kann. Unter Druck und<br />

bei starker Reduzierung seiner Flüssigkeit verfestigt sich der Knorpel (ENDLER 1980). Die<br />

Druckfestigkeit des Knorpels ist um ein Vielfaches höher als seine Zugfestigkeit.<br />

YAMADA (1970) und VINCENT (1982) geben bei Einwirkung von Druckbelastung für hyalinen<br />

Knorpel einen Elastizitätsmodul von 490.5 N/mm², bzw. 500 N/mm² und bei Zugbeanspruchung<br />

einen Elastizitätsmodul von 24,56 N/mm² an (VINCENT 1982, YAMADA 1970).<br />

HAYES et al (1971) unterscheiden einen spontanen, kurzfristigen E-Modul und einen Langzeit-<br />

Elastizitätsmodul bei uniaxialer Belastung (HAYES ET AL 1971):<br />

Tab. 6: Viskoelastische <strong>Eigenschaften</strong> in Abhängigkeit von der Belastungsdauer (HAYES ET AL<br />

1971)<br />

Kurzfristig Langfristig<br />

G-Modul 41 N /mm² 2,6 N/mm²<br />

E-Modul 12 N/mm² 7,1 N/mm²<br />

Poissonzahl v = 0,42 v = 0,37<br />

29


4.3.3. Faserknorpel<br />

Faserknorpel nimmt in seinem histologischen Verlauf eine Zwischenstellung ein, am Anulus<br />

fibrosus und an der Symphyse gibt es fließende Übergänge einerseits zum hyalinen Knorpel,<br />

andererseits zum kollagenen straffen Bindegewebe. Faserknorpel entsteht dort, wo Zug und<br />

Scherkräfte bestehen. Entsprechend seiner funktionellen Anpassung besteht er zu einem geringem<br />

Bestandteil aus Chondrozyten und Grundsubstanz und vielen kräftigen Kollagenfasern vom Typ I.<br />

Die Zugfestigkeit kollagener Fasern liegt in der Größenordnung von 50 – 300 N/mm², in<br />

Abhängigkeit vom Kollagengehalt (MENKE 1997).<br />

Der hohe Anteil an kollagenen, miteinander verflochtenen Faserbündeln, deren Ausrichtung einen<br />

von der Beanspruchung abhängigen Verlauf zeigen, machen Faserknorpel sehr stabil und<br />

gleichzeitig elastisch. Faserknorpel kommt in der Bandscheibe, Menisci, Disci, in den Labra von<br />

Hüfte und Schulter und im Anulus fibrosus der Bandscheibe vor. Letzterer besteht aus 11-13<br />

scherengitterartig zueinander versetzten, aus kollagenen Fasern aufgebauten Lamellen, die den<br />

Bandscheibenkern schalenartig (closed-pack-system) umgeben. Hydrostatische Drucksteigerungen,<br />

sei es durch äußere Kräfte oder durch inneren Quelldruck können so auf die gesamte Zirkumferenz<br />

der Bandscheibe übertragen werden (KAPANDJI 1999, PUTZ 2003, TILLMANN 1998, WINKEL 1995).<br />

Abb. 19: Lamellenstruktur des Anulus fibrosus (BETZ 2002).<br />

4.3.4. Gelenkkapsel:<br />

Die Gelenkkapsel setzt sich aus einer Membrana fibrosa und einer Membrana synovialis<br />

zusammen. Die fibröse Kapsel geht in das Kollagen der Knochenhaut über. Das Kollagen<br />

organisiert sich in seinem Faserverlauf je nach Hauptbeanspruchungsrichtung, dadurch kommt es<br />

zu kollagenen Verdickungen, die als Ligamente oder auch Kapselverstärkungszügel bezeichnet<br />

werden (TILLMANN 1998, VOLL 1995).<br />

In der Membrana fibrosa liegen Mechanorezeptoren, die exakte Informationen über Stellung und<br />

Stellungsänderungen registrieren. Die Bewegungsausführung ist in Regelkreisen organisiert. Nach<br />

motorischer Innervation kommt es <strong>zur</strong> Muskelkontraktion, die die Spannung der Gelenkkapsel<br />

verändert. Die Stellungsänderung wird von den Mechanorezeptoren registriert und an das<br />

30


Rückenmark weitergeleitet, wo die motorische Innervation hemmend oder aktivierend angepasst<br />

wird. Bei intraartikulären Schädigungen kann es reflektorisch zu einer Mitbeteiligung der das<br />

Gelenk umgebenden Muskulatur kommen, deren Innervation gehemmt wird und die deshalb<br />

atrophieren. Als Monitormuskeln gelten der M. vastus medialis und der M. deltoideus (VOLL 1995,<br />

WINKEL 1995).<br />

4.3.5. Ligamente<br />

Allen Gelenken ist gemeinsam, dass starre Elemente durch Bänder, Faserzüge bestehend aus<br />

parallel gebündelten Tropokollagenfasern, verbunden werden. Um geordnete reproduzierbare<br />

Bewegungen auszuführen, muss jede Faser an bestimmten Punkten angewachsen sein, alle<br />

gelenkverbindenden Bänder haben deshalb einen flächenförmigem Ursprung und Ansatz und einen<br />

irregulären Verlauf (IACONIS ET AL 1987, MENSCHIK 1987). Ligamente stabilisieren passiv die<br />

Gelenkpartner, führen die Gelenkbewegung und unterstützen die aktiven Stabilisatoren (siehe Abb.<br />

18) sowie die knöchernen Strukturen. Entsprechend ihrer Funktion verfügen Bänder nur über eine<br />

geringe Dehnungsrate von 12 %-15 % (WOO 1986), im physiologischen Bewegungsbereich sind<br />

sie gelenkführend und bieten einen erhöhten Widerstand gegenüber unphysiologischen<br />

Bewegungen (HAWKINS 1993, WOO 1986). In verschiedenen Positionen unterliegen die Ligamente<br />

unterschiedlichen Spannungszuständen. In der Ruheposition des Kniegelenkes (ca. 30°) ist der<br />

Bandapparat entspannt, demgegenüber unterliegen die Wirbelsäulenbänder ständig ändernden<br />

Spannungen (AKERBOHM 1948, KENNEDY ET AL 1977, LEWIS 1982).<br />

4.3.5.1. Biomechanik der Ligamente<br />

Die Spannungs-Dehnungs-Kurve von Ligamenten läßt sich entsprechend ihres Verlaufes in vier<br />

Regionen unterteilen. Der Beginn der Kurve, die „toe-Region“, ist durch einen nichtlinearen<br />

Verlauf gekennzeichnet und resultiert aus dem wellenförmigen Verlauf der parallelen kollagenen<br />

Fasern in Ruhe. Sobald die Fasern gespannt sind, folgt der zweite, lineare Teil. Im dritten Teil<br />

treten mikrostrukturelle Schäden auf und im vierten Teil Faserrisse oder knöcherne Ausrisse<br />

(HAWKINS 1992, RÜTER 1999 VIDIIK 1980). Das mögliche Vorkommen einer Vorspannung ist<br />

abhängig von der Position des Gelenkes (VIDIIK 1980).<br />

31


Abb. 20: Spannungs-Dehnungs-Kurve von Ligamenten und Sehnen (TILLMANN 1998).<br />

Tab. 7: Mechanische <strong>Eigenschaften</strong> von Ligamenten (WILLIAMS U.LISSNER 1992)<br />

Ligamente Zugfestigkeit E-Modul (GPa) Dehnungsrate bei maxi-<br />

(MPa)<br />

maler Belastung in %<br />

Zug 441 N/mm² - 10-100<br />

Druck 770-230 N/mm² 1200-4700 N/mm² 3-17<br />

Scherung - 557-1022 N/mm² -<br />

Torsion - 1163 N/mm²<br />

Für die Modellierung und eine genaue Funktionsanalyse von Bändern müssen nach KAPANDJI drei<br />

Faktoren berücksichtigt werden:<br />

• Durchmesser des Bandes (bestimmt die Festigkeit und Dehnbarkeit)<br />

• Struktur des Bandes<br />

• Faserorientierung und Lage der Befestigungspunkte (KAPANDJI 1999, WINKEL 1995)<br />

4.3.6. Synovia<br />

Die Synovia, produziert von der Membrana synovia, ist eine thixotrope Flüssigkeit, die ihre<br />

Viskosität in Abhängigkeit vom Geschwindigkeitsgradienten ändert. Der Viskositätsgrad bleibt bei<br />

niedrigen Bewegungsgeschwindigkeiten konstant, mit zunehmenden Geschwindigkeiten nimmt er<br />

ab, sodass die Synovia dünnflüssiger wird (RADIN ET AL 1979). DAWSON (1973) und Mitarbeiter<br />

konnten die Wirksamkeitsphase der Grenzflächenschmierung näher ermitteln. Unter einem Druck<br />

von ca. 280 N/cm² wurden Zeiten bis zu 100 sec gemessen. Die relative Flüssigkeit gegenüber<br />

Wasser liegt zwischen 2 und 2000 N/mm² (DAWSON 1973).<br />

32


Abb. 21: Übersicht von Schmierungsformen (nach RIBITSCH 1990)<br />

Der gesamte Schmierungsvorgang ist durch eine Kombination von Einzeleffekten gekennzeichnet,<br />

wie zum Beispiel die Keildruckerzeugung durch die Verkleinerung des Gelenkspaltes bei<br />

Belastung oder das Eindringen von Flüssigkeit in die porösen Oberflächen der Gelenkpartner, die<br />

bei Bedarf wieder in den Spalt hervortreten kann (Depotschmierung). Zusätzlich werden bei<br />

Druckbelastung die Knorpelschichten und wahrscheinlich auch der subchondrale Knochen<br />

elastisch verformt, was zu einer elastorheodynamischen Schmierung und damit zu einer niedrigen<br />

Reibung innerhalb des Gelenkes führt. Ein weiterer Aspekt <strong>zur</strong> Erklärung der niedrigen Reibung in<br />

den Gelenken ist, dass nahe der Oberflächen die Konzentration der Gelenkflüssigkeit geändert wird<br />

(Konzentrationsänderung der Hyaluronsäurepolymere der Synovia) (RIBISCH 1990, RADIN et al<br />

1979).<br />

Tab. 8: Biomechanische <strong>Eigenschaften</strong> der Synovia (NACH RIBITSCH 1990)<br />

Viskosität 10²-10 4 Pa·s²<br />

Reibungskoeffizient µ: 0,005-0,0025<br />

G-Modul 2-5 Pa<br />

4.3.7. Kraftübertragung und Druckkräfte im Gelenk<br />

Die Kraftübertragung in den Gelenken erfolgt durch das elastische Ausweichen des Knorpels der<br />

Gelenkpartner, durch die Abhängigkeit der Synoviaviskosität von Druck und Geschwindigkeit und<br />

der Viskoelastizität der Gelenkflüssigkeit. Das elastische Ausweichen der Reibflächen bewirkt zum<br />

einen den Abbau des hohen Flüssigkeitsdruckes durch die Vergrößerung der Tragfläche und zum<br />

anderen ein Gleichgewicht zwischen zu übertragender Kraft und verbleibendem Spalt zwischen<br />

den Knorpeloberflächen (DAVIES ET AL 1969, MOW 1969, RIBITSCH 1990). Für die Berechnung der<br />

Kraftübertragung im Gelenk sind folgende Zahlen wichtig:<br />

• Reibungszahl im Gelenk: µ = 0,005-0,0025<br />

• Belastung des Gelenkes in N<br />

33


• Elastizitätsmodul des Gelenkknorpels<br />

• Oberflächenrauheit des Knorpels: R = 0,02-0,2 µm<br />

• Filmdicke zwischen den Gelenkteilen: H = 0,16 µm<br />

• Gleitgeschwindigkeit U = 0-0,65 m/sec (RIBITSCH 1990)<br />

Angaben über die Größe der Druckkräfte, die im Bereich eines Gelenkes wirksam sind, unterliegen<br />

großen Schwankungen. PAUWELS gibt ihre Größe für das Hüftgelenk beim Gehen in der<br />

Standbeinphase mit dem 4,5 fachen des Körpergewichtes an (PAUWELS 1965). KUMMER ermittelt<br />

den Gelenkdruck mit 215,82 N/cm² (KUMMER 1985), ähnliche Größen werden von MAQUET<br />

(1977) für das belastete Kniegelenk angegeben. Druckkräfte im Gelenk sind abhängig von der<br />

körperlichen Tätigkeit und können um ein Vielfaches, 100-1000 N/cm², ansteigen (BALLREICH U.<br />

BAUMANN 1996). Die Bewegungsgeschwindigkeiten in einem menschlichen Gelenk schwanken<br />

für normales Stehen und Gehen etwa 0-10 cm/s, wobei sie eine Kombination aus Rollen und<br />

Gleiten darstellen (ENDLER 1980).<br />

Die ersten in vivo Messungen der Kräfte, die in einem Gelenk wirken wurden von RYDELL beim<br />

Hüftgelenk ermittelt (RYDELL 1965). Telemetrische Messmethoden am Hüftgelenk mittels<br />

Messendoprothesen wurden von einer Reihe von Forschergruppen ermittelt: CALSON ET AL. 1974,<br />

DAVY ET AL 1988, BERGMANN ET AL 1989, 1993, TAYLER ET AL 1997.<br />

Für die Berechnung und Abschätzung von Gelenkbelastungen sind folgende Informationen<br />

wichtig:<br />

• Identifizierung der Gelenkachse<br />

• Messung des Lastbetrages<br />

• Identifizierung der Wirkungslinie der Last<br />

• Messung der Länge des Lastarmes<br />

• Berechnung des Lastarmes<br />

• Abschätzung der Wirkungslinie der Kontraktionskraft<br />

• Berechnung der notwendigen Kontraktionskraft<br />

• Bestimmung der belastenden Resultierenden über die geometrische Addition von wirkender<br />

Last und Zuggurtung (BALLREICH U. BAUMANN 1996, KAPANDJI 1999, MENSCHIK 1987,<br />

WINKEL 1995)<br />

34


4.3.8. Bewegungsausmaße in den Gelenken<br />

Das Ausmaß verschiedener Bewegungsrichtungen ist in jedem Gelenk unterschiedlich und hängt<br />

von der Form der Gelenkflächen ab. Neben den Gelenkflächen für dominante Bewegungen sind die<br />

Gelenkkurvaturen so gestaltet, dass nichtdominante Bewegungen möglich sind. Dies ist wichtig für<br />

die Gesamtbewegungsfunktion des Systems und die reibungslose Biomechanik der Gelenke (BETZ<br />

2002). Für jedes Gelenk gibt es Gradangaben für ein „normales“ Ausmaß an Beweglichkeit. Die<br />

Summation der Bewegungsmöglichkeiten in allen Gelenken des menschlichen Körpers führt dann<br />

zu der enormen Gesamtbeweglichkeit (KRÄMER 1986, VON STREMPEL 2001, PUTZ 2003, WHITE U.<br />

PANJABI 1990). Die folgenden Gradangaben, gemessen in der Neutral-Nullmethode, sind deshalb<br />

für ein physiologisches Bewegungsausmaß in den Gelenken keine starren Werte (BETZ 2002,<br />

NIETHARD 1989, TILLMANN 1998):<br />

Tab. 9: Bewegungsausmaß der Extremitätengelenke (BETZ 2002, TILLMANN 1998)<br />

Gelenk Bewegung Bewegungsausmaß (∅) in Grad<br />

Schultergelenk Flexion Extension<br />

Abduktion/Adduktion<br />

transversale Flex/Ext<br />

IR/AR in Nullstellung.<br />

IR/AR in 90° ABD<br />

Ellenbogengelenk Flexion/Extension<br />

Supination/Pronation<br />

Handgelenk DorsalEX/PalmarFLEX<br />

Ulnare/radiale Abduktion<br />

Fingergrundgelenk Flexion/Extension<br />

Abduktion/ Adduktion (in EXT)<br />

170-0-40<br />

170-0-40<br />

130-0-40<br />

100-0-40<br />

70-0-70<br />

150-0-5<br />

90-0-90<br />

60-0-60<br />

40-0-30<br />

90-0-5<br />

20-30<br />

Fingermittelgelenk Flexion/Extension 100-0-0<br />

Fingerendgelenk Flexion/Extension 90-0-0<br />

Daumensattelgelenk Extension/Flexion<br />

5°-0-75°<br />

Rad.Abduktion/uln.Adduktion 80°-0-30°<br />

Opposition<br />

50°-60°<br />

Daumengrundgelenk Flexion/Extension 90-0-0<br />

Daumenendgelenk Flexion/Extension 90-0-0<br />

Hüftgelenk Flexion/Extension<br />

130-0-15<br />

Abduktion/Adduktion<br />

40-0-30<br />

Transversale ABD/ADD 80-0-20<br />

IR/AR in Nullstellung<br />

40-0-30<br />

IR/AR in 90° Flexion<br />

30-0-50<br />

Kniegelenk Flexion/Extension<br />

150-0-5<br />

IR/AR in 90° Flexion<br />

10-0-25<br />

Oberes Sprunggelenk Dorsalextension/Plantarflexion 20-0-50<br />

Unteres Sprunggelenk Inversion/Eversion 20-0-15<br />

Mittelfußgelenke Supination/Pronation 30-0-15<br />

35


5. Aktiver Bewegungsapparat<br />

5.1. Vorüberlegungen<br />

Der Muskel-Sehnen-Komplex mit seinen Grundbausteinen Muskelfaser, Faszie, Aponeurose und<br />

Sehne besitzt nicht nur die Fähigkeit Kraft zu generieren und zu kontrahieren, er ist gleichzeitig in<br />

der Lage Energie zu speichern, Energie zu dissipieren und Kraft zwischen Ansatz und Ursprung zu<br />

übertragen. Entsprechend diesen unterschiedlichen <strong>Eigenschaften</strong> des Muskel-Sehnen-Komplexes<br />

wird er auch im Sinne einer funktionellen Strukturierung in vier Elemente unterteilt. Kontraktiles<br />

(CE), serienelastisches (SE), parallelelastisches (PE) und Dämpfungselement (DE). Die<br />

Verknüpfung zwischen kontraktilen und elastischen Elementen zu einer funktionellen Einheit<br />

erfolgte erstmals im klassischen Modell von HILL 1938 (WANK 2000). Um das viskoleastische<br />

Verhalten von Muskulatur darzustellen sind elastische und visköse Elemente entweder in Serie<br />

oder parallel oder in einer Kombination geschaltet worden. Weitere Beispiel <strong>zur</strong> Darstellung von<br />

Muskeln sind das Maxwell-Modell und Voigt-Modell (WILLIAMS U. LISSNER 1992).<br />

Abb. 22: Biomechanisches Modell eines Muskels mit kontraktilen und elastischen Elementen<br />

(WHITE U. PANJABI 1990).<br />

Biomechanisch betrachtet verfügt die Muskulatur über plastische und elastische <strong>Eigenschaften</strong>, die<br />

jeweils zu Spannungszunahme führen. Die aktive Kontraktion produziert Spannung und<br />

Längenabnahme der Muskulatur, die passive Dehnung produziert Spannung bei Längenzunahme<br />

(WITTE 1996). Ursache ist das komplexe System von kontraktilen und elastischen Elementen, die<br />

nach. STARLINGS und EVANS (1968) als kontraktile Komponente, parallel-elastische und serienelastische<br />

Komponente beschrieben werden (STARLING U. EVANS 1968).<br />

BERNSTEIN (1988) charakterisiert die Gelenkmomente bei menschlichen Bewegungen als Funktion<br />

der Aktivierung der Muskulatur (R*), der Muskellänge (l) und der zeitlichen Änderung der<br />

Muskellänge (∆l). Er berücksichtigt in der Bewegungsgleichung für ein beliebiges Körpersegment<br />

mit dem Massenträgheitsmoment (J) zusätzlich die Schwerkraft (G). Die Muskellänge und deren<br />

36


zeitliche Änderung werden entsprechend der Segmentrotationsbewegung in Abhängigkeit vom<br />

Drehwinkel (α) ausgedrückt (BERNSTEIN 1988).<br />

Bewegungsgleichung nach Bernstein 1988:<br />

J ∆²α/∆t²= M(R*; α, G(α))<br />

Zur Modellierung von Muskelkontraktionen und Muskelaktivität sind im wesentlichen<br />

Informationen aus folgenden Bereichen wichtig:<br />

1. Die Zusammenstellung der wesentlichen Einflussgrößen auf den Verlauf der Muskelkontraktion<br />

wie die Mikro- und Makrostruktur des Muskels und die passiven elastischen<br />

<strong>Eigenschaften</strong> des Muskelsehnenkomplexes<br />

2. Die Analyse des Einfluss der aktuellen Ausgangsbedingung im Hinblick auf den<br />

Kontraktionsverlauf, wie die Untersuchung verschiedener Muskellängen und Widerständen<br />

bei Bewegung (WANK 1996).<br />

Im diesem Kapitel werden ausgewählte funktionell-morphologische und die neurophysiologische<br />

Aspekte der quergestreiften Skelettmuskulatur zunächst in seiner Mikrostruktur, dann in seiner<br />

Makrostruktur unter Berücksichtigung biomechanischer Aspekte dargestellt. Die dargestellten<br />

Sachverhalte sind der Originalliteratur entnommen (BLICKHAN 2001, BRODAL 1992, DEETJEN &<br />

SPECKMANN 2000, DUDEL ET AL. 2001, KANDEL 1995, GJELSVIK 2002).<br />

5.2. Kontraktile Komponente<br />

Die kontraktile Komponente der Muskelzelle wandelt chemische Energie in mechanische Kraft um<br />

und lässt, durch die Aneinanderreihung der Sarkomere eine charakteristische, periodische<br />

Querstreifung erkennen (BOUISSET 1995, HUXLEY 1954, ROHEN 2000). Sarkomere sind die<br />

kleinste funktionelle Einheit der Skelettmuskulatur und enthalten alle wichtigen Strukturelemente<br />

für die Kontraktion (HOLLMANN 1990, ROHEN 2000, SQUIRE 1981, STEVENS 1992).<br />

5.2.1. Sarkomer<br />

Ein Sarkomer beinhaltet etwa 1000 Myosinfilamenten und 2000 Aktinfilamenten, die jeweils mit<br />

einem Ende an der Z-Scheibe angeheftet sind (JUNQUEIRA 2002). Die Z-Scheibe besteht aus<br />

Strukturprotein, ihre Dicke ist bedingt durch die Spezies und den Muskelfasertyp. SQUIRE (1981)<br />

gibt eine durchschnittliche Dicke von 0,05 µm an (SQUIRE 1981, TRINICK 1999).<br />

Im Sarkomerquerschnitt ist eine regelmäßige hexagonale Anordnung der kontraktiler Proteine zu<br />

erkennen, die eine gerichtete Kontraktionskraft ermöglicht (SILBERNAGEL 2001, WATKINS 1999).<br />

Die Länge der Muskelfaser ergibt sich aus der Anzahl der hintereinandergeschalteten Sarkomere.<br />

37


Ihre Anzahl ist nicht fixiert, sie ist angepasst an die optimale Kraftübertragung des Muskels<br />

entsprechend der Funktion und dem Bewegungsausmaß des Gelenkes (BROKMEIER 2000,<br />

HERRINGS 1984, WILLIAMS ET AL. 1984). Arbeitet ein Muskel generell in unterschiedlichen<br />

Längen, wird ein Optimum an Sarkomeranzahl für diese Muskellänge garantiert. Dies gilt für<br />

Kontraktion, Entspannung und Dehnung (GJELSVIK 2002, SAHRMANN 1992).<br />

Tab. 10: Quantitative Daten der Strukturen der Muskelfaser (modifiziert nach: 1. HESCHELER U.<br />

HIRCHE 1997; 2. JUNQUEIRA 2002; 3. PLATTNER 1997; 4. ROHEN 2000; 5. STEVENS 1992; 6.<br />

TILLMANN 1998; 7. LÖFFLER U. PERTRIDES 1997; 8. RÜDEL 2001, 9. LIEBER U. FRIDÉN 2000).<br />

Durchmesser Länge Aufbau<br />

Muskelfaser -10-100 µm (2) -bis zu 30cm (2, 6) -gebündelte, parallel liegende<br />

-40-100µm (6) -bis zu 20cm (4)<br />

Myofibrillen<br />

Myofibrille -1-2 µm (8) -aneinandergereihte Sarkomere<br />

Sarkomer -1,5 µm (1) -2,2-2,4 µm (2, 4) -beinhaltet etwa 2000 Aktin- und<br />

-1-2µm (2, 4) -2 µm (3)<br />

-je nach Kontraktions-<br />

1000 Myosinfilamente, hexagonal<br />

angeordnet (2)<br />

Aktin -6 nm (4)<br />

zustand: 2,44-3,4 µm (6,9)<br />

-1,0 µm (2, 4)<br />

-ca 300-400 Aktinmole-küle (7)<br />

-5-8 nm (6) -500 nm (7)<br />

-40-60 Tropomyosinoleküle (2)<br />

-Nebulin<br />

Myosin -12 nm (4) -1,6 µm (2, 4)<br />

-Kopfteil<br />

-12-14 nm (6) -1,5 µm (7)<br />

-Schwanzteil (130nm) (1)<br />

5.2.1.1. Aktin-Filament:<br />

Das Aktinfilament assoziiert sich aus Aktinmolekülen, dem Troponinkomplex und dem<br />

Tropomyosin (PERTRIDES 1997, RÜEGG 2000, STEVENS 1992). Das Aktin-Filament ist mit einem<br />

Ende an der Z-Scheibe angeheftet, das andere Ende ragt in die Sarkomermitte zwischen die<br />

Myosinfilamente. Es setzt sich aus zwei umeinandergewundenen Ketten zusammen, in deren<br />

Längsrinnen das fadenförmige Tropomyosin mit dem Tropomyosinkomplex liegt. Der<br />

Troponinkomplex ist ein Regulatorprotein und steuert durch die hohe Empfindlichkeit gegenüber<br />

der Ca²+-Konzentration den Kontraktionsprozeß der Muskelzelle (SILBERNAGEL 2000). Eine<br />

Kontraktion wird ausgelöst wenn die Ca²+-Konzentration schlagartig von 10-7 mol/l auf etwa 10-6<br />

mol/l erhöht wird (HESCHELER U. HIRCHE 1999, HOLLMANN 1990, JUNQUEIRA 2002, PERTRIDES<br />

1995, ROHEN 2000, SILBERNAGEL 2000).Das Aktinfilament ist mit dem Strukturprotein Nebulin<br />

assoziiert, dass für die Aktinanordnung zuständig ist. „...a set of inextensible nebulin filaments that<br />

act as templates for thin filaments“ (WANG 1993, 1161) (HESCHELER U. HIRCHE 1999, JUNQUEIRA<br />

2002, PERTRIDES 1995, ROHEN 2000, RÜEGG 2000).<br />

38


Abb. 23: Aktin-Filament (HESCHELER U. HIRCHE 1999).<br />

5.2.1.2. Myosinfilament:<br />

Etwa dreihundert Myosinmolekülen assoziieren sich durch hydrophobe Wechselwirkungen zum<br />

Myosinfilament zusammen. Die stabförmigen Anteile des Myosins sind antiparallel angeordnet, so<br />

daß an beiden Enden die Myosinköpfe spezifisch herausragen. Alle 3 x 14,3 nm ergibt sich<br />

dieselbe räumliche Anordnung der Myosinköpfe und ermöglicht so eine optimale<br />

Ankopplungsoption an den Tropomyosinkomplex des Aktins. Die Myosinköpfe gelten als<br />

eigentliche Motorproteine (PLATTNER 1997, 287; www.phys.uni-stuttgart.de) Schwanz- und<br />

Kopfteil des Myosinmoleküls sind durch zwei Schanierbereiche miteinander verbunden<br />

(HESCHELER U. HIRCHE 1999, JUNQUEIRA 2002, RÜDEL 2001, PERTRIDES 1997).<br />

Das Myosin ist mit dem Strukturprotein Titin assoziiert, das sich vom Z-Streifen bis <strong>zur</strong> M-Linie<br />

erstreckt. Titin gewährleistet die Lage des Myosinfilamentes in der Sarkomermitte, und ist sowohl<br />

für den Dehnungswiderstand der Muskulatur, als auch für den Zusammenhalt der Filamente bei<br />

Dehnung zuständig. „Titin verbindet...Aktin und Myosin, ohne deren Ineinandergeleiten zu<br />

behindern“ (LINKE 1999, 631). Ohne die Verbindung zum Titin würde das Myosinfilament bei<br />

Muskelkontraktionen ungleichmäßige Kräfte zwischen den beiden Sarkomerhälften produzieren<br />

(DALEY 1998, MORANO 1995, RÜDEL 2001, TSKHOVREBOVA 2001). „Titin helps to maintain<br />

sarcomeric integrity during contraction“ (TROMBOSITAS 2000, 3226). Hohe<br />

Dehnungsgeschwindigkeiten bei exzentrischer Belastung und nicht die maximale Kraft führen,<br />

wegen der Titinanheftung zu Zerreißungen der Z-Scheiben, die als Mikrotraumen den Muskelkater<br />

erklären (BÖNING 1995, TITTEL 1998). Je nach Muskel ist das Mischungsverhältnis nachgiebiger<br />

und steifer Titin-Komponenten unterschiedlich (LABEIT 1995).<br />

39


Abb. 24: Molekularer Aufbau des Sarkomers (DUDEL et al. 2001).<br />

Tab. 11: Gewicht, Molekulargewicht, Aufbau und Funktion der Proteine des Sarkomers<br />

(modifiziert nach: 1.LÖFFLER/PERTRIDES 1997, 2. HESCHELER/HIRCHE 1997, 3.<br />

WWW.PHYS.UNI-STUTTGART.DE, 4. JUNQUEIRA 2002<br />

Protein Gewichtsanteil<br />

in % am Myo-<br />

fibrillengewicht<br />

Myosin II - 55-60 (1)<br />

- 44 (2)<br />

Aktin - 20 (1)<br />

- 22 (2)<br />

Tropomyosin <br />

Molekulargewicht<br />

in<br />

kDa<br />

- 520 (1)<br />

- 510 (2)<br />

Aufbau Funktion<br />

-Schaft: L: 14 nm; D: 2 nm (1)<br />

- Kopf: L10 nm (1)<br />

- 42 (2) -Polypeptid mit 375 Aminosäuren<br />

(3)<br />

-14 Monomerpaare pro Windung<br />

(3)<br />

-L: 77 nm, D: 8 nm (3)<br />

- 4,5 (1) - 64 (2) -2 α - Helix Stränge mit je 284<br />

Aminosäuren (3)<br />

-Querbrückenbildung mit<br />

Aktin<br />

-ATPase<br />

-Kraftentwicklung<br />

-Brückenbildung mit<br />

Myosin<br />

-Regulation der Aktin-<br />

Myosin-Wechsel-wirkung<br />

Troponin - 3-5 (1) - 78 (2)<br />

- L: 41 nm (3)<br />

-Regulation der Aktin-<br />

TIC<br />

Myosin-Wechsel-wirkung<br />

Nebulin - 800 - L: 1 µm (1, 4) Aktinanordnung<br />

Titin - 9 (2) -3000-3700 - L: 1 µm (1, 4) -verbindet Myosin mit Z-<br />

(2)<br />

Streifen<br />

-Muskelelastizität im<br />

Ruhezustand<br />

40


5.3. Dynamik der Muskelkontraktion<br />

Eine Muskelkontraktion ist das Resultat der Bedingung unter der sie stattfindet, deshalb existieren<br />

verschiedene Kontraktionsformen, die sich durch charakteristische Kraft-Zeit-Verläufe auszeichnen<br />

(WANK 1996). Zusammenfassend betrachtet, hängt der Kontraktionsverlauf von folgenden<br />

Faktoren ab:<br />

• Äußere Faktoren der Kontraktion: Muskelausgangslänge, Größe des Widerstandes,<br />

Schnelligkeit der Kontraktion (Kraft-Weg-Geschwindigkeitskomponenten)<br />

• Physiologische Faktoren: Anzahl motorischer Einheiten, Aktivierung der motorischen<br />

Einheiten, Muskelfasertypen<br />

• Anatomische Faktoren: Muskelvolumen, Physiologischer Querschnitt, Sehnenlänge und<br />

Sehnenelastizität, Faserwinkel, Kompartmentierung, Geometrie der Knochenhebel,<br />

Synergisten- und Antagonisteneinflüsse (WANK 1996).<br />

5.3.1. Gleitfilamenttheorie<br />

Die Muskelkontraktion ist ein komplexer Vorgang, bei dem nach der Gleitfilamenttheorie nach<br />

HUXLEY (1957) die Aktinfilamente zwischen die Myosinfilamente gezogen werden. Dieser<br />

Vorgang erfolgt in beiden Sarkomerhälften gegensinnig, es kommt zu keiner Längenänderung der<br />

Mikrofilamente. Auslösender Reiz ist die Ca ²+ Ausschüttung nach Erreichen eines<br />

Aktionspotentials und Depolarisierung des Sarkolemms. Die erhöhte Ca²+-Konzentration bewirkt<br />

eine Konformationsänderung des Tropomyosinkomplexes, wodurch die Bindungsstelle für die<br />

ATPase-aktiven Myosinköpfe freigelegt wird. Nach Anheftung an Aktin, im Sinne einer 90°<br />

Orientierung, wird durch Abgabe von ADP und P eine Strukturänderung der Querbrücke entweder<br />

<strong>zur</strong> Kraftentwicklung und/oder eine Bewegung der Filamente verursacht (HUXLEY 1957, RÜDEL<br />

2001). Nach KAWAI (2002) beruht der atomare Antrieb der Kraftentwicklung auf der Anziehung<br />

zwischen hydrophoben Kohlenwasserstoffketten des Motormoleküls und des Bindungspartners<br />

Aktin, also auf hydrophober Wechselwirkung (KAWAI 2002, www.physik.uni-stuttgart.de:<br />

molekulare Motoren). Die Myosinköpfe knicken im oberen Gelenkbereich um 45° ab, wodurch das<br />

Aktinfilament um etwa 6 nm bzw. 10-15 nm (RÜDEL 2001) periodisch <strong>zur</strong> Sarkomermitte<br />

„gerudert“ wird. Während der Kontraktion erfolgt die Bewegung der Myosinköpfchen asynchron<br />

gleitend, d.h. die Querbrücken zyklisieren unabhängig voneinander, so dass sich immer nur ein<br />

Bruchteil der Querbrücken im krafterzeugendem Zustand befindet (MORANO 1995, PERTRIDES<br />

1997, PLATTNER 1997). Die Spannweite des Greifens der Myosinköpfe zum Aktin beträgt<br />

zwischen 36 nm, bei schneller Kontraktion und 40 nm bei langsamer Kontraktion, wodurch nur<br />

jede 10.-12. Aktinbindungsstelle erreicht wird. Während dieses „Sprunges“ werden mindestens 10-<br />

100 Ruderschläge durch die anderen Myosinköpfe geleistet. Diese Arbeitsteilung stellt sicher, dass<br />

immer Myosinköpfe für einen raschen Zuckungsbeginn bereit sind (HUXLEY 1975, SILBERNAGEL<br />

2000).<br />

41


Abb. 25: Kraft-Längen-Diagramm des Sarkomer (HESCHELER U. HIRCHE 1999)<br />

5.3.2. Kraft-Weg-Zeit-Komponenten<br />

5.3.2.1. Kraft-Längen-Beziehung<br />

Die Kraftentfaltung eines Muskels ist abhängig von der Sarkomerlänge, bzw. von dem Ausmaß der<br />

Überlappung der Aktin und Myosinfilamente. „...Tension generation in muscle is a direkt function<br />

of the magnitude of overlap between the actin and myosin“ (LIEBER 1993, 26), sowie von der<br />

relativen Verkürzung während des Vorgangs und vom Verhältnis dieser beiden Faktoren<br />

zueinander (GANS 1991). Eine optimale Sarkomerlänge wird mit 2,64 µm -2,81 µm angegeben.<br />

Dabei entwickelt die Muskelfaser wegen der Überlappung des Aktomyosinkomplexes optimale<br />

Kraft (LIEBER U. FRIDÉN 2000, SILBERNAGEL 2001, WALKER U. SCHRODT 1973). Die Anzahl der<br />

Kraftgeneratoren, die mit Aktin interagieren können nimmt bei kleinerer und größerer<br />

Sarkomerlänge ab (HESCHELER 1999, MORANO 1995, RÜDEL 2001 SCHMIDT 1993).<br />

5.3.2.2. Kraft-Geschwindigkeits-Beziehung<br />

Die Kraft-Geschwindigkeits-Beziehung ist eine schwierig zu beschreibende Beziehung der<br />

Muskelkontraktion. Sie ist nichtlinear und für extrem schnelle Kontraktionen sogar diskontinuirlich<br />

(SUGI 1972). Wird die Kraft einer Muskelfaser in Beziehung <strong>zur</strong> Kontraktionsgeschwindigkeit<br />

gesetzt, kann seine mechanische Leistung ermittelt werden. Die maximale<br />

Verkürzungsgeschwindigkeit ohne Last liegt bei 5-20 Sarkomerlängen pro Sekunde und kann für<br />

den jeweiligen Muskelfasertyp als konstant angesehen werden (WANK 2000).<br />

Übersteigt die Last die maximale Kraft, so verlängert sich der aktive Muskel erst langsam und dann<br />

schneller. Es wird deutlich, dass die Kraft mit der die Querbrücken bei maximaler isometrischer<br />

Kontraktion anheften größer ist, als die Kraft, die während einer Kontraktion mit Verkürzung<br />

erreicht werden kann (WANK 1996). Nach HESCHELER (1999) kann der Muskel mit der 1,6 fachen<br />

42


maximalen Kraft (siehe Kapitel 5.3.6.) belastet werden, bevor sich die Querbrücken lösen.<br />

Funktionell ist dieser Vorgang wichtig, wenn sich der Muskel kontrahiert um eine<br />

Körperbewegung abzubremsen (HESCHELER 1999).<br />

5.3.2.3. Ruhe-Dehnungs-Kurve<br />

Neben dem aktiven Verhalten verfügt die Muskelfaser über passive Dehnungseigenschaften. In der<br />

Regel beginnt der Dehnungsbereich einer passiven Spannungs-Dehnungskurve einer Muskelfaser<br />

bei 94-100 % und verläuft exponential ansteigend (GAREIS 1992, SILBERNAGEL 2001, WANK<br />

2000). Dieses Phänomen ergibt sich durch die Kraftweiterleitung der Proteinstrukturen, die ein<br />

Auseinanderfallen der Sarkomere verhindern, (WITTE 1996) und hängt von der Muskelarchitektur<br />

und der Muskelfaserlänge ab. Große Fiederungswinkel, geringe Faserlängen und eine große Zahl<br />

parallel liegender Muskelfasern reduzieren das passive Dehnverhalten des<br />

Muskelsehnenkomplexes (GAREIS ET AL 1992, WANK 2000). Dehnungen auf das 1,6 fache der<br />

Ruhelänge übersteht der Muskel ohne Faserrisse, allerdings kehrt er nach Entlastung passiv nicht<br />

mehr ganz auf seine ursprüngliche Länge <strong>zur</strong>ück. Diese wird erst wieder durch aktive Verkürzung<br />

erreicht (RÜDEL 2001, SCHMIDT 1993).<br />

5.3.3 Motorische Einheiten<br />

Die Muskelaktivität wird neurophysiologisch über Motoneurone, die im Vorderhorn des<br />

Rückenmarks liegen, gesteuert und über Rezeptoren, die innerhalb der Muskeln und Gelenke liegen<br />

und deren Afferenzen zum Hinterhorn des Rückenmarks geleitet werden kontrolliert. Ein<br />

Motoneuron aktiviert innerhalb eines Muskelindividuums eine definierte Zahl von Muskelfasern,<br />

wobei die Anzahl der Muskelfasern, die zu einer motorischen Einheit gehören unterschiedlich groß<br />

ist. Die motorische Einheit (ME) ist die kleinste funktionelle Kontraktionseinheit innerhalb der<br />

motorischen Systeme (BRUGGENCATE 1984). Das Innervierungsverhältnis, Verhältnis zwischen<br />

Anzahl der Muskelfasern und dem zugehörigen Motoneuron korreliert häufig mit der Größe des<br />

Muskels. Ein kleines Innervierungsverhältnis ermöglicht präzise, fein abgestufte Bewegungen mit<br />

mäßiger Kraft und ist z.B. in der Handmuskulatur, 5:1, zu finden. Bei größeren Muskeln ist das<br />

Innervierungsverhältnis größer, z.B. beim M. gastrocnemius ca. 2000:1 (KANDEL 1995, 514),<br />

(BRUGGENCATE 1984, KANDEL 1995, SILBERNAGEL 2001). Bei den meisten Muskeln des<br />

menschlichen Organismus kommen alle drei Typen motorischer Einheiten innerhalb eines<br />

Muskelindividuums vor, allerdings in unterschiedlichen Anteilen. Die Fasern eines Muskels<br />

verfügen demnach über eine unterschiedliche Innervation (DIETZ 1992, HENNEMANN 1969,<br />

MASSION 1994, MAC CONAILL 1969, TITTEL 2000).<br />

43


Abb. 26: Motorische Einheit (BRODAL 1992)<br />

Tab. 12: Muskelfasergrößen, Verhältnis Motorische Einheiten zum Muskel, Verhältnis von<br />

Muskelfasern zu Motorischer Einheit sowie Anzahl der Muskelfasern einiger Skelettmuskeln<br />

(WANK 2000).<br />

Muskel Muskelfasergröße ME / Muskel Muskelfaser / ME Anzahl<br />

Muskelfaser<br />

Mm lumbricales 19 µ 108 95 10260<br />

M inteross. dors. I 26µ 340 119 40500<br />

M brachialis 34µ 410 330 40500<br />

M tibialis anterior 57µ 610 445 271450<br />

M gastrocnemius 54µ 1780 579 1030620<br />

5.3.3.1. Rekrutierungstheorie und Frequenzmodulation<br />

Die Aktivität der motorischen Einheiten innerhalb der Muskulatur wird zum einen sequentiell<br />

rekrutiert und gezielt bewegungsabhängig und aufgabenspezifisch innerviert. Nach der allgemein<br />

anerkannten Rekrutierungstheorie nach HENNEMANN (1965) werden kleinere motorische Einheiten<br />

mit tonischen Muskelfasern vor größeren motorischen Einheiten mit phasischen Muskelfasern<br />

aktiviert (HENNEMANN 1965). Bei Bewegungen, die nur eine geringe Kraft erfordern, werden<br />

hauptsächlich Typ I Fasern aktiviert. Bei Bewegungen mit höheren Kontraktionskräften werden<br />

zunehmend Typ II a und b Fasern zugeschaltet (DEETJEN 1999). „...motor units are recruited in the<br />

order S, FR, FF, thus small, slow twitch units are activatet first (ROTHWELL 1987, 46). Umgekehrt<br />

gilt, dass größere motorische Einheiten immer vor kleineren gehemmt werden (HENNEMANN 1965,<br />

KANDEL 1995).<br />

44


Abb. 27: Rekrutierungsschema der Muskelfasern (FROBÖSE et al. 2002).<br />

Zum anderen wird die Aktivität der Motorischen Einheit durch die Impulsfrequenz des<br />

Motoneurons gesteuert. Je höher sie ist, desto stärker ist die Kontraktionskraft der motorischen<br />

Einheit. Ein Einzelreiz führt immer zu einer maximalen Einzelzuckung der Muskelfaser. Das<br />

Aktionspotential hat hierbei eine Dauer von 1-3 msec (BRODAL 1992). Allerdings kommt es bei<br />

einem Einzelreiz nicht zu einer maximal möglichen Verkürzung der Muskelfaser, da er zu lange<br />

dauert, um das Gleiten der Filamente bis <strong>zur</strong> Endstellung zu unterhalten. Die Steigerung der<br />

Impulsfrequenz führt zu einer Addition der Kräfte (KANDEL 1995; SILBERNAGEL 2001).<br />

Hinsichtlich der unterschiedlichen motorischen Einheiten gibt es gegenüber den beiden<br />

Mechanismen Präferenzen. Muskeln mit einem kleineren Innervationsverhältnis steuern ihre<br />

Kontraktionskraft vorwiegend über die Frequenzkodierung, Muskeln mit einem großen<br />

Innervationsverhältnis vorwiegend über die Rekrutierung (ILLERT 1995). Funktionelle Konsequenz<br />

ist die Ökonomisierung der Muskelkontraktion, indem schneller ermüdbare Fasern nur nach Bedarf<br />

eingesetzt werden und die Auswahl der einzusetzenden motorischen Einheiten automatisch erfolgt<br />

(BRODAL 1992, DEETJEN 1999, KANDEL 1995).<br />

5.3.3.2. Muskelfasertypen<br />

Trotz eines einheitlichen Aufbaus lassen sich Muskelfaser nach ihrem Kontraktionsverhalten, ihrer<br />

Ermüdbarkeit, ihrem Erscheinungsbild und ihrem Stoffwechsel unterscheiden. Alles zusammen<br />

bestimmt ihre Funktion (ROHEN 2000, ROTHWELL 1987; BOUISSET 1995). Die kontraktilen<br />

<strong>Eigenschaften</strong> eines Muskels sind primär von der Muskelfasertypverteilung geprägt (DUBOWITZ<br />

1967, WANK 2000).<br />

45


Tab. 13: Übersicht Muskelfasertypen (nach BOUISSET 1995, BRUGGENCATE 1984, GJELSVIK 2002,<br />

ROTHWELL 1987).<br />

Fasertyp I Fasertyp II a Fasertyp II b<br />

Morphologie - Faserdurchmesser ≤50µm<br />

- stärkere z-Scheiben<br />

- Mitochondrienzahl↑<br />

- Hämoglobin↑<br />

Kontraktionsgeschwindigkeit<br />

und<br />

Stoffwechsel<br />

Typ<br />

motorische<br />

Einheit<br />

Funktion und<br />

Beispiel<br />

- langsam zuckend<br />

- „slow twich fibres“<br />

- oxydativer Stoffwechsel<br />

-großer Ermüdungswiderstand<br />

-„slow to fatigue“<br />

- ausdauernd und präzise<br />

arbeitend-Produktion moderater<br />

Kraft<br />

- tonisch posturale Aktivität<br />

- Aufrechterhaltung von<br />

Stabilität (z.B:Mm. rotatores)<br />

Faserdurchmesser 80 – 100 µm (Myofibrillen ↑)<br />

- dünne Z-Scheiben<br />

- ausgeprägtes SR<br />

- Glykogen ↑<br />

- schnell zuckend „fast<br />

twitch fibres“<br />

- Kombination von anarober<br />

Glykolyse und<br />

oxidativem Stoffwechsel<br />

- hoher Ermüdungswiderstand<br />

- fatigue-resistant<br />

- ausdauernd, schnell und<br />

und kräftig arbeitend<br />

(z.B. M. gastrocnemius)<br />

5.3.4. Modellierung der Muskulatur mit Solid Dynamics6.2.<br />

- Myoglobin<br />

schnell zuckend<br />

-„fast twitch fibres“<br />

-anaerobe Glykolyse<br />

-schnell ermüdbar<br />

-„fast fatiguable“<br />

- geringe Ausdauer<br />

- phasische<br />

Bewegungsproduktion:<br />

Kraft und große<br />

Geschwindigkeit<br />

(z.B. M. pectoralis)<br />

Im Allgemeinen werden zwei Ziele im Hinblick auf die Modellierung von Muskeln definiert. Zum<br />

einen die Modellierung der Mikrostruktur <strong>zur</strong> Analyse der Kontraktionsmechanismen innerhalb der<br />

Muskelfaser (HILL 1938, HUIJING U. WOITIEZ 1984, VAN INGEN SCHENAU ET AL 1988, HATZE<br />

1990) und <strong>zur</strong> Analyse der Muskelinnervation (HILL 1970, HUXLEY 1957, HATZE 1981, ZAHALAK<br />

U. MA 1990). Und zum anderen die Modellierung der Makrostruktur <strong>zur</strong> Integration in Multi-<br />

Segmentmodelle um Bewegung zu simulieren (HATZE 1976, BOBBERT ET AL 1986 A, B, ZAJAK<br />

1989, FRANKEN 1993).<br />

Im mikrostrukturellen Bereich ist auch das SDS-Modell eines Sarkomers anzusiedeln. Die<br />

Aktinfilamente sind hexagonal angeordnet, das Myosinfilament ist vereinfacht dargestellt,<br />

zugunsten der <strong>Simulation</strong> der Aktin-Myosin-Kopplung:<br />

Abb. 28: SDS-Modell eines Sarkomers (KÖRPERMODELL 2004)<br />

46


Bei der Erstellung eines allgemeinen, mathematischen Modells von Muskelkontraktionsverläufen<br />

gliedert WANK (1996) den zeitlichen Verlauf einer dynamischen Kontraktion in drei Abschnitte,<br />

die sich zum Teil überlappen. Zur Beschreibung der reinen Verkürzungsvorgänge wird eine<br />

modifizierte Form der HILL´schen Gleichung verwendet:<br />

1. Einschaltvorgang: Beginn der Kontraktion gegen einen Widerstand, nur ein Teil der<br />

verfügbaren motorischen Einheiten ist aktiv<br />

2. Verkürzungsphase: Weitere motorische Einheiten werden aktiviert, die Muskelkraft steigt an,<br />

während sich der Muskel weiter verkürzt.<br />

3. Kraftabfall: Am Ende der Verkürzungsphase kommt es zum Absinken der Muskelkraft und<br />

durch den größer werdenden Widerstand zum Geschwindigkeitsverlust (WANK 1996).<br />

Ein FE-Modell der Muskulatur entwickelten OTTEN U. HULLIGER (1998). Anhand dieses Modells<br />

können die kontraktilen und passiv-elastischen <strong>Eigenschaften</strong> des Muskels, sowie die<br />

Volumeneigenschaften, i. S. von Gestaltveränderung, dargestellt werden (OTTEN U. HULLIGER<br />

1989).<br />

5.3.5. Materialeigenschaften der Skelettmuskulatur<br />

Die unterschiedlichen Spannungszustände der Muskulatur spiegeln sich in differenzierten<br />

Elastizitätsmodulen wider. Auch der voll aktivierte, tetanische Muskel ist geringfügig nachgiebig.<br />

„Definitionsgemäß elastisch mit geringer Energierekuperation bei Entlastung ist er nur bis zu einer<br />

Dehnung von 1,3 %. Sein Elastizitätsmodul wird mit 20 N/mm² angegeben“ (WITTE 1996, 45). Der<br />

nichtaktivierte Muskel weist einen Elastizitätsmodul von ca. 10 -3 N/m² auf, der gedehnte Muskel<br />

von ca. 10 -5 N/m² (WITTE 1996, PAGEL 2002). Das Dehnverhalten des Muskels ist viskoelastisch<br />

und zeigt ein ausgeprägtes Hysteresisverhalten (GLASER 1989). Die Hysterese beträgt etwa 15-20<br />

% (HOF 1990).<br />

Tab. 14: Übersicht über die Materialeigenschaften der Skelettmuskulatur bei unterschiedlichen<br />

Spannungszuständen<br />

E-Modul Reißfestigkeit Author<br />

Aktiv (tetanisch) 20 N/mm² WITTE 1996<br />

Nichtaktiv 10 -3 N/m² WITTE 1996<br />

Gedehnt 10 -5 N/m² PAGEL 2000<br />

Post mortem (Totenstarre) 0,3 N/mm² YAMADA 1970<br />

Die Dämpfung von Muskeln steigt mit zunehmenden Aktivitätsgrad bzw. bei willkürlichen<br />

Bewegungen mit zunehmender Last. Es wird angenommen, dass die Energieverluste in Folge von<br />

Dämpfung des Muskel-Sehnen-Komplexes der Stabilisierung des Kontraktionsvorganges und als<br />

Schutzmechanismus dienen. Bei hochfrequenter Krafteinleitung, z.B. bei schneller Dehnung<br />

bremst sich ein Muskel selbst, wobei der Bremsvorgang durch Dehnungsreflexe und die damit<br />

47


verbundene Erhöhung der Muskelaktivität unterstützt wird (WANK 2000, ZATSIORSKY 1983). Die<br />

in der Literatur angegebenen Dämpfungskoeffiziente für menschliche Muskeln liegen im Bereich<br />

zwischen 200 – 827 Ns/m. Die Daten wurden am intakten Bewegungsapparat bestimmt, wo sowohl<br />

die Antagonisten als auch die Gelenke Dämpfungsanteile beisteuern (WANK 2000).<br />

5.3.6. Muskelkraft<br />

Molekülstruktur und hexagonale Anordnung und die Abstände der kontraktilen Proteine sind bei<br />

Wirbeltieren weitgehend uniform. Relativ konstant sind auch ihre Abstände und damit die Anzahl<br />

pro mm² Muskelquerschnittsfläche. Die im physiologischen Querschnitt gemessene Kraft pro<br />

Flächeneinheit wird im Bereich von 15.35 N/cm² angegeben (ALEXANDER U. VERNON 1975,<br />

FRIEDRICH U. BRAND 1990, WANK 2002, WICKIEWICZ 1983).<br />

Die Gesamtkraft eines Muskels ist proportional zu seiner Größe und ist definiert durch Kraft pro<br />

Muskelquerschnittfläche, unabhängig vom Fasertyp. Aufgrund unterschiedlich verwendeter<br />

Messmethoden (isolierter Muskel, Muskel in situ, Berechnungen aus CT und MRI-Aufnahmen)<br />

und unterschiedlichen Bestimmungen (anatomisch, physiologisch) des Muskelquerschnittes werden<br />

für die absolute Muskelkraft Werte zwischen 25 – 30 N/cm² bis 58,86 - 117.72 N/cm² angegeben<br />

(HETTINGER 1972, LIEBER 1993, STOBOY 1980, 4.8, TITTEL 1998). Für die Muskelkraft pro<br />

Querschnittsfläche in situ ermittelten IKAI 1968 U. 1970, MAUGHAN 1983, NYGAARD 1983,<br />

IKEGAWA 1985, KAMEHISA 1985, und TSUNODA 1985 folgende Werte:<br />

Tab. 15: Übersicht über Durchschnittskraftwerte pro Querschnitt verschiedenen Muskeln<br />

Muskelbezeichnung Muskelkraft Ø in N/cm² AUTHOR<br />

Ellenbogenflexoren 46,0 IKAI 1968<br />

Ellenbogenflexoren 33,0 NYGAARD 1983<br />

Ellenbogenflexoren 38,0 KAMEHISA 1985<br />

Knieextensoren 93,1 MAUGHAN 1983<br />

Knieextensoren 57,8-69,9 TSUNODA 1985<br />

Knieflexoren 28,5 IKEGAWA 1985<br />

M erector spinae 48 REID ET AL 1987<br />

Unterschiedliche Angaben über die Kraft einzelne Muskelgruppen erklären sich auch aus ihrer<br />

Funktion. Während für die Beugung des Unterarms 441,45 N angegeben werden, konnte für die<br />

Fingeradduktion nur eine Kraft von 14,715 N ermittelt werden (HETTINGER 1972).<br />

In Abhängigkeit von isometrischer, isotonischer, auxotonischer Muskelaktivität, variiert die<br />

Bindungsdauer der Querbrückenzustände zwischen 15 msec und 120 msec (CURTIN 1974, STIENEN<br />

1978). Die Kraft der statischen Kontraktion ist bei jeder beliebigen Muskellänge größer als bei<br />

dynamischer konzentrischer Kontraktion. Bei mittleren Gelenkpositionen können die meisten<br />

Muskeln die größte Kraft entfalten (LIEBER 1993, KUMMER 1983, TITTEL 1998).<br />

48


Die Hubhöhe ist abhängig von der Ausgangslänge der Muskelfaser und ihrem Fiederungswinkel. In<br />

der Idealvorstellung können sich Muskelfasern bis auf 50 % ihrer Ausgangslänge verkürzen. Aus<br />

dem Zusammenhang zwischen Hubkraft und Hubhöhe ergibt sich, das spindelförmige Muskeln<br />

über eine große Hubhöhe verfügen, aufgrund ihres kleinen physiologischen Querschnitts aber nur<br />

über wenig Kraft verfügen, während gefiederte Muskeln mit geringer Hubhöhe aufgrund der<br />

größeren Anzahl an Muskelfasern und deren breitflächigen Sehnenansatz über eine größere<br />

Hubkraft verfügen (TILLMANN 1998, TITTEL 2000).<br />

BETZ (2002) geht in seinen funktionellen Betrachtungen von drei unterschiedlichen Muskellängen,<br />

ihrer Lage zum Drehpunkt und damit von drei unterschiedlichen Funktionen aus. Impulsmuskeln,<br />

die die Belastung zentriert auf das Gelenk übertragen, also Stabilisieren und die<br />

Bewegungsrichtung vorgeben. Als Leitmuskeln gelten lange, dünne, mehrgelenkige Muskeln, die<br />

für die Bewegungsweiterleitung sorgen und die Drehrichtung in den Extremitäten koordinieren.<br />

Große Muskeln wie der M.glutaeus max. und M. Quadrizeps und gelten als Kraftmuskeln (BETZ<br />

2002).<br />

Tab. 16: Muskel-, Faser- und Sehnenlängen sowie Sehnenquerschnitte von Muskeln der unteren<br />

Extremität (nach DELP ET AL. 1990, FRIEDRICH U. BRAND 1990, PIERRYNOWSKY U. MORRISON<br />

1985, WICKIEWICZ 1983, )<br />

Muskeln Muskellänge Faserlänge Faserwinkel Sehnenlänge Sehnenquer-<br />

(cm)<br />

(cm) (Grad) (cm)<br />

schnitt (mm²)<br />

M. glut.max 16 cm 14 cm 0-5° - -<br />

M. biceps fem l 25-35 cm 7-10 cm 0-15° 34 cm 20 mm²<br />

M. biceps fem b 20-25 cm 12-15 cm 15°-23° 10 cm 9 mm²<br />

M. semitend. 29-32 cm 10-15 cm 5°-6° 26 cm 12 mm²<br />

M. semimembr. 20-25 cm 6-8 cm 15° 36 cm 24 mm²<br />

M. rectus fem. 31 cm 6,5 cm 5°-15° 35-40 cm -<br />

M. vastus med. 32 cm 7-9 cm 5°-10° 12-22 cm 32 mm²<br />

M. vastus lat. 30 cm 7-8 cm 5°-10° 15-20 cm 89 mm²<br />

M. vastus inter. 30 cm 7-8 cm 5°-10° 15-20 cm 56 mm²<br />

M tibialis ant. 28-32 cm 7-10 cm 5°-10° 22 cm 20 mm²<br />

M. gastroc.med 22-25 cm 4-5 cm 10-20° 40 cm 20 mm<br />

M. gastroc.lat 20-23 cm 5-7 cm 10°-15° 40 cm 12 mm²<br />

M soleus 30-35 cm 2-3 cm 25°-30° 35 cm 17 mm²<br />

M. ext. dig. long. 30-35 cm 7-10 cm 10°-13° 35 cm 13 mm²<br />

Muskeln, die parallel <strong>zur</strong> Längsachse des Knochens liegen und deren Ursprung gelenknah und<br />

Ansatz gelenkfern ist, werden als Shunt-Muskeln bezeichnet. Ihre Funktion ist die Komprimierung<br />

des überbrückten Gelenkes im Sinne von Kraftschluss und die Herabsetzung der Biegespannung in<br />

den Röhrenknochen (KUMMER 1980, MACCONAILL 1969, TILLMANN 1998).<br />

Spurt-Muskeln verfügen über einen relativ großen Winkel <strong>zur</strong> Längsachse des Knochens, der<br />

Muskelursprung ist, bezogen auf den Drehpunkt des Gelenkes gelenkfern, der Ansatz ist<br />

49


gelenknah. Die Schnelligkeit der Kontraktion erklärt sich aus der Summe der hintereinander<br />

geschalteten Sarkomere die sich addieren. Bei gleicher Verkürzungsgeschwindigkeit einzelner<br />

Sarkomere kontrahieren lange Muskeln schneller als kurze (KUMMER 1920, MACCONAILL 1969<br />

RÜEGG 1995).<br />

Muskelkräfte und Kontraktionsgeschwindigkeiten können bei menschlichen Bewegungen nicht<br />

direkt bestimmt werden. Viele Testausgangssituationen zum Verhalten von Muskulatur<br />

untersuchen isolierte Aktivitäten in offenen Systemen. In diesen Systemen führen und stabilisieren<br />

die passiven Strukturen die Gelenkbewegungen und sind damit mit der Muskelaktivität im<br />

täglichen Leben nicht vergleichbar. In der Funktion des geschlossenen Systems kontrahieren<br />

Agonist und Antagonist gleichzeitig mit nur geringer Erregungsdifferenz (BROKMEIER 2000). Als<br />

Beispiel mögen hier Berechnungen von PAUWELS (1965) und die Untersuchungen von DAVY<br />

(1988) und BERGMANN (1989) bezüglich der Hüftgelenkskräfte betrachtet werden. Während<br />

PAUWELS die theoretische Hüftgelenksbelastung im Zweibeinstand mit 33 % des Körpergewichtes<br />

errechnete, ermittelten DAVY (1988) und BERGMANN (1989) anhand von Messendoprothesen<br />

Werte von 90 % und 66 %. Die Ergebnisse deuten auf antagonistische Muskelaktivitäten hin, die in<br />

Rechenmodellen vernachlässigt werden (BERGMANN 1989, DAVY 1988, PAUWELS 1965).<br />

KOMI ET AL (1990) untersuchten in vivo die Belastungen der Achillessehne bei unterschiedlichen<br />

Bewegungen (Laufen, Rennen, Radfahren) mittels eines implantierten Spannungsmessers. Die<br />

beobachteten Ergebnisse zeigten, dass die mechanische Antwort von Muskeln bei physiologischer<br />

Bewegung (und damit mit normalem Dehnungs-Verkürzungs-Zyklus) sehr stark von denen der<br />

präparierten Muskeln-Sehnen-Knochen-Strukturen abweichen (KOMI ET AL 1990).<br />

Für die Modellierung von Skelett-Muskel-Modellen sind daher entsprechende Modellrechnungen<br />

auf der Basis von individuellen Eingangsdaten erforderlich, die die Zugehörigkeit von<br />

Muskelindividuen zu Muskelgruppen und antagonistische Muskelaktivitäten berücksichtigt<br />

(BERGMANN 1989, WANK 2000). Eine Vereinfachung der muskuloskeletalen Anatomie auf wenige<br />

Muskelgruppen oder eine Vernachlässigung der stabilisierenden Wirkung der Ligamente sind<br />

unzulässige Vereinfachungen (DUDA 2001).<br />

5.4. Elastische Komponente<br />

Die elastische Komponente des aktiven Bewegungsapparates ist in parallelelastische und<br />

serienelastische Strukturen zu unterteilen. Erstere sind parallel zu den kontraktilen Filamenten<br />

angeordnet und werden beansprucht, wenn der Muskel jenseits seiner Ruhelänge gedehnt wird<br />

(HOLLMANN 1990). Zu den parallelelastischen Strukturen gehört das Sarkolemm, die Proteine Titin<br />

und Nebulin, Faser- und Faserbündelmembranen und das umgebende Bindegewebe (HESCHELER<br />

1999, PAGEL 2002, WANK 2000). Die parallelelastischen Kräfte werden in Zugkräfte beim<br />

50


gedehnten Muskel und in Druckkräfte beim kontrahierten Muskel unterteilt. Die Druckkräfte<br />

werden vernachlässigt, da keine großen Kräfte beim Komprimieren der parallelelastischen<br />

Strukturen erwartet werden (WANK 2000, SEO ET AL. 1994).<br />

5.4.1. Parallelelastisches Element<br />

5.4.1.1. Bindegewebe<br />

Das muskuläre Bindegewebe bildet mit den Muskelfasern eine funktionelle Einheit. Es ermöglicht<br />

die freie Verschieblichkeit der Muskelfasern und Muskelfaserbündeln bei Kontraktion,<br />

Erschlaffung und Dehnung. Bei einer Spannung von 0,5 N/mm² beträgt die Dehnbarkeit des<br />

Bindegewebes nur etwa 1/5 des Wertes von Muskelgewebe (YAMADA 1970). Die Anpassung des<br />

muskulären Bindegewebes an die Längenänderungen, wie z.B. bei dem M. glutaeus max, der bei<br />

120° Hüftflexion etwa doppelt so lang ist als im Stand, ist durch die Anordnung der kollagenen<br />

Fasern innerhalb des Bindegewebes bedingt (BETZ 2002). Im muskulären Bindegewebe verlaufen<br />

die kollagenen Fasern, die eine Zugfestigkeit von 50-100 N/mm² und eine Dehnbarkeit von ca. 5 %<br />

aufweisen, gitterförmig. Damit kann sich der Muskel an verschiedene Längen anpassen, obwohl<br />

das Bindegewebe selbst kaum verlängerbar ist (BETZ 2002, KUMMER 1980, TILLMANN 1998,<br />

VIIDIK 1967 U 1968, VINCENT 1982).<br />

Abb. 29: Dehnverhalten des Bindegewebes bei Kontraktion und Dehnung (BETZ 2002).<br />

5.4.1.2. Materialeigenschaften des parallelelastischen Elementes<br />

Angaben zu Elastizitätsmodulen für parallelelastische Elemente finden sich zum Protein Titin,<br />

dessen Dehnungseigenschaften innerhalb des Sarkomers (GRANZIER ET AL 1997, TROMBISITAS ET<br />

AL 1998 B, LINKE ET AL 1998 A, B) und isoliert (RIEF ET AL 1997, TSKHAVREBOVA ET AL 1997)<br />

genauer untersucht wurden. Das Dehnverhalten von reinen Titinproben wird mit Werten von 39,8<br />

kPA angegeben, das Dehnverhalten innerhalb des Sarkomers bei der nichtaktivierten Muskelfaser<br />

51


mit 2,6 bis 11,7 kPa. „Bis zu einer Längung von 0,8µm (bei zwei Molekülen innerhalb eines<br />

Sarkomers also 1,6 µm pro Sarkomer, ist Titin sehr nachgiebig. Bei größerer Dehnung nimmt die<br />

Steifigkeit zu“ (WITTE 1996, 51). Insgesamt entspricht das Verhalten des Titins einer<br />

hochelastischen zweistufigen molekularen Feder (WANG 1993, 1176)“. ZATSIORSKY ermittelte eine<br />

mittlere Steifigkeit des parallelelastischen Elementes von 0.14 x 10 –4 N/m (ZATSIORSKY ET AL<br />

1984).<br />

5.4.2. Serienelastisches Element<br />

Mit der Verkürzung der kontraktilen Elemente geht eine entsprechende Dehnung der<br />

serienelastischen Elemente einher. Aufgrund dieser Annahme lässt sich, bei Kenntnis des E-<br />

Moduls der serienelastischen Elemente die Verkürzungsgeschwindigkeit der kontraktilen Elemente<br />

aus dem isometrischen Kraft-Zeit-Verlauf berechnen (HILL 1970). Zu den serienelastischen<br />

Elementen zählen Sehnen, Muskel-Sehnen-Übergänge und Sehnen-Knochen-Übergänge, die über<br />

unterschiedliche elastische <strong>Eigenschaften</strong> verfügen. Konkrete Daten liegen für Aponeurosen,<br />

Sehnen und Sehnenknochenübergänge vor, von denen die Aponeurosen die größte Nachgiebigkeit<br />

aufweisen (GLASER 1989, LIEBER ET AL. 1992, WANK 2000).<br />

Strukturelle Komponente von Sehnen und Aponeurosen, wie auch die der Faszien, sind kollagene<br />

Fasern. Sie sind zu Fibrillen zusammengefasst, die ihrerseits in mehreren hierarchischen Ebenen<br />

gebündelt und teilweise helixartig verdrillt sind (CURWIN U. STANISH 1984, DIAMANT ET AL 1972).<br />

Die unterschiedliche Stärke von Sehnen, Faszien und Aponeurosen ist durch die geometrische<br />

Anordnung der kollagenen Fasern innerhalb der Gewebe gegeben. Während die Fasern in einer<br />

Sehne parallel angeordnet sind und daher alle etwa <strong>zur</strong> gleichen Zeit unter Kraftbelastung kommen,<br />

verlaufen die Fasern in Aponeurosen und Faszien scherengitterartig und sind so in der Lage sich<br />

den unterschiedliche Kontraktionszustände der Muskulatur anzupassen (TILLMANN 1998, VIDIIK<br />

1980).<br />

Bei kurzfristiger Belastung verhalten sich Kollagenfibrillen bei minimaler Elongation elastisch,<br />

Belastungen von nur 10 % der Reißfestigkeit führen bei einer Dauer von mehreren Minuten zu<br />

einer messbaren plastischen Veränderung (KUMMER 1980, VIDIIK 1980). Die Angaben über die<br />

Festigkeit kollagenen Fasern sind sehr unterschiedlich und liegen bei 46-125 N/mm² für frische<br />

Sehnen (KUMMER 1980, VOLPI 1991).<br />

5.4.2.1. Sehnen<br />

5.4.2.1.1. Funktionelle Struktur<br />

Sehnen sind kraftaufnehmende Gewebe. Sie übertragen die Kontraktionskraft des Muskels auf die<br />

zu bewegenden Skelettstrukturen bei minimaler Defomation (PROSKE 1987, RÜTER 1999, WOO<br />

1986). Im Bereich der freilaufenden Sehnen zwischen Ansatzbereich und Übergang in den Muskel<br />

52


sind die kollagenen Fäserbündel parallel und gleichförmig angeordnet, es finden sich nur wenig<br />

lockeres Bindegewebe und so gut wie keine Knorpelzellen. Bei elektromikroskopischer<br />

Betrachtung fällt auf, dass die Fasern der unbelasteten Sehne wellenförmig oder gefaltet<br />

nebeneinander liegen. Bei Zugbelastung werden diese gewellten Strukturen gestrafft und<br />

schließlich gedehnt. Die Straffung der Kollagenfibrillen wird als Ursache für den zunächst flachen<br />

und nichtlinearen Anstieg der Kraft-Dehnungskurve angesehen. (DIAMANT ET AL 1972, RÜTER<br />

1999, WANK 2000).<br />

Im Verlauf vom muskulotendinösen Übergang bis <strong>zur</strong> Insertion in den Knochen verändert die<br />

Sehne ihre Querschnittsform von flach-oval bis rund im mittleren Bereich. ARNOLD (1973)<br />

ermittelte, dass die Sehnen mittig nur die halbe Querschnittsfläche im Vergleich zum<br />

muskulotendinösen Übergang und zum Ansatzbereich aufweisen (ARNOLD 1973, RÜTER 1999).<br />

Der Sehnenquerschnitt ist bei stärker gefiederten Muskeln im Vergleich <strong>zur</strong> Muskelkraft kleiner als<br />

beim spindelförmigen Muskel (ELLIOT ET AL 1965). Nach ihrer Wirkungsrichtung mit der<br />

Hauptlinie der Muskulatur lassen sich Zugsehnen und Gleitsehnen unterscheiden. Die Ablenkung<br />

der Verlaufsrichtung der Endsehne erfolgt über Widerlager (Hypomochlions), in Form von<br />

knöchernen oder bindegewebigen Strukturen. Der dem Widerlager anliegende Teil der Sehne<br />

besteht aus Faserknorpel, der dem Widerlager abgewandte Seite hat normale Sehnenstruktur<br />

(TILLMANN 1998, TITTEL 1990).<br />

Die Sehnenansätze am Knochen unterscheiden sich in einen periostal-diaphysären (Linera aspera,<br />

Tuberositas radii) und chondral-apophysären Ansatz (Tuberculum majus). Prinzipiell haben die<br />

verschiedenen Ansatzzonen die gleiche funktionelle Bedeutung, den Ausgleich der<br />

unterschiedlichen Elastizitätsmodule beider Gewebe im Sinne einer Dehnungsdämpfung<br />

(TILLMANN 1998).<br />

a.<br />

b.<br />

Abb. 30: Sehnenansatzzone bei entspannter (a) und gespannter Sehne (b) (TILLMANN 1998).<br />

53


5.4.2.1.2. Materialeigenschaften von Sehnen:<br />

Sehnen sind integraler Bestandteil der Knochen-Sehne-Muskel-Sehne-Knochen-Einheit. Innerhalb<br />

dieser Einheit sind gesunde Sehnen, bei denen die Spannungsrichtung in der<br />

Hauptfaserverlaufsrichtung wirkt, selten der schwächste Teil. HARKNESS (1968) ermittelte die<br />

Zugfestigkeit von Sehnen, die viermal so groß war wie die maximale isometrische Anspannung die<br />

der zugehörige Muskel produzieren kann (HARKNESS 1968). Der elastische Arbeitsbereich einer<br />

Sehne liegt in einem Dehnungsbereich von maximal 4 %, danach beginnt die plastische<br />

Verformung mit bleibenden Längenänderungen. Durch die zunehmende Dehnung geht die<br />

Fähigkeit der Sehne <strong>zur</strong> Speicherung potentieller Energie verloren (RÜTER 1999). Den exakten<br />

Anfangspunkt der Sehnenspannung zu definieren, gestaltet sich schwierig, da der Ruhezustand<br />

einer Sehne nicht gleichzusetzen ist mit der völligen Entspannung der Sehne. Es existiert ein<br />

Zustand der Vorspannung, der vom Muskeltonus und von der Stellung des Gelenkes abhängig ist<br />

(VIDIIK 1980).<br />

Abb. 31: Spannungs-Dehnungs-Kurve von Metall und Sehnen (TILLMANN 1998).<br />

Der nicht-lineare Anfangsteil der Spannungs-Dehnungskurve entspricht nach NAUCK (1931) und<br />

RIGBY (1964) der Streckung der Sehnenstruktur und ihren unterschiedlichen Elementen. Im<br />

linearen Teil ist die Spannungs-Dehnungs-Kurve reproduzierbar (RÜTER 1999). Die Zugfestigkeit<br />

von frischen Sehnen liegt etwa bei 44.15 N/mm² - 58.86 N/mm (STUCKE 1950) bzw. 50-100<br />

N/mm² (TILLMANN 1998). Die maximale Zugfestigkeit hängt von der Querschnittsgröße der Sehne,<br />

von der Verformungsgeschwindigkeit sowie vom Geschlecht und Alter des Probengebers ab. Der<br />

Zerreißvorgang einer Sehne verläuft unregelmäßig und stufenförmig. (RÜTER 1999, STUCKE 1950,<br />

TILLMANN 1998, VIDIIK 1967). Nach WITTE (1996) beträgt der Elastizitätsmodul einer Sehne ca.<br />

200 N/mm² (WITTE 1996). VIDIIK (1980) ermittelte ein Tangentenmodul von 200 N/mm² am<br />

Anfang des linearen Teils der Kurve und 1000 N/mm² an Ende, daraus folgt, dass für die<br />

Ermittlung der Materialeigenschaften von Sehnen der komplette Verlauf der Spannungs-Dehnungs-<br />

Kurve wichtig ist (VIDIIK 1980). Der Dämpfungsparameter für Sehnengewebe wird mit 0,2-0,5<br />

Ns/m angegeben (WANK 2000).<br />

54


Tab. 17: Zugfestigkeit und Elastizitätsmodul von Sehnen und Faszien (nach STUCKE 1950 (1),<br />

TILLMANN 1998 (2), WITTE 1996 (3), YAMADA (4), BUTLER 1984 (5)).<br />

Zugfestigkeit Elastizitätsmodul<br />

Sehne • 44.154-58.86 N/mm² (1)<br />

• 50-100 N/mm² (2)<br />

• 60 N/mm² (4)<br />

• 200 N/mm² (3)<br />

• 100-1200 Nmm² (5)<br />

Muskelfaszie • 15 N/mm² (4)<br />

Faszien • 10,7 N/mm² (4) • 350-900 N/mm² (5)<br />

55


6. Bewegungseinheiten<br />

6.1. Bewegungseinheit Wirbelsäule<br />

6.1.1. Funktionelle Struktur<br />

Die funktionelle Struktur der gesamten Wirbelsäule kann auf 3 parallel verlaufende Säulen<br />

reduziert werden. Die vordere Säule bestehend aus Wirbelkörpern und Bandscheiben verfügt, über<br />

tragende, stoßabsorbierende, bewegungszulassende und bewegungslimitierende Funktionen. Die<br />

zwei dorsalen Nebensäulen setzen sich aus den Gelenkfortsätzen, Wirbelbögen und Quer- und<br />

Dornfortsätzen zusammen. Als Ort der Muskelansätze funktionieren sie wie Hebelarme und lassen<br />

Bewegung zu (CAILLIET 1968, GROENEVELD 1990, KAPANDJI 1999).<br />

Abb. 32: Bewegungseinheit Wirbelsäule (KÖRPERMODELL 2004)<br />

Das Bewegungsausmaß der Wirbelsäule ist individuell,<br />

aufgrund von Alter und Konstitution und innerhalb der drei<br />

Wirbelsäulenabschnitte sehr unterschiedlich. Darüber hinaus<br />

ist es an der Leiche größer, als beim Lebenden und abhängig<br />

von der Dehnbarkeit der Muskulatur, vom Muskeltonus und<br />

von der Elastizität der Bänder. Die Angaben weichen in der<br />

Literatur deshalb stark voneinander ab (KAPANDJI 1990,<br />

TILLMANN 1998). In der Sagittalebene weist die Wirbelsäule<br />

in jedem ihrer drei Abschnitte spezifische Krümmungen auf,<br />

die ihre Widerstandsfähigkeit gegenüber axial gerichteten<br />

Druckkräften steigert. Die Scheitelhöhe der Halslordose<br />

befindet sich auf Höhe der Unterflächenkante von C4, der<br />

Scheitelpunkt der Lendenwirbellordose auf Höhe L3<br />

(KAPANDJI 1990).<br />

56


Abb. 33: Segmentale Analyse der sagittalen Krümmungen: a: COB-Winkel, b: pro Segment<br />

bezogen auf die Horizontale (aus VON STREMPEL 2001)<br />

6.1.2. Bewegungssegment<br />

Das Bewegungssegment repräsentiert die kleinste funktionelle Einheit der Wirbelsäule und setzt<br />

sich aus zwei Wirbelkörpern mit der dazwischen liegenden Bandscheibe und dem dazugehörigen<br />

Bandapparat zusammen. In der Thorakalregion sind die Rippen-Wirbelverbindungen<br />

miteinbezogen. Das biomechanische Verhalten des Bewegungssegmentes ist neben den, von außen<br />

einwirkenden Belastungen, abhängig von den Festigkeitseigenschaften seiner unterschiedlichen<br />

Komponenten (JUNGHANNS 1986, KRÄMER 1986, VON STREMPEL 2001, WHITE U. PANJABI 1990).<br />

Abb. 34: Bewegungssegment nach Junghanns (NIETHARD U.PFEIL 1989).<br />

57


6.1.3. Wirbelkörper<br />

Die Größen der Wirbelkörper nehmen von cranial nach caudal zu, dabei verändert sich auch ihre<br />

Form. Bedingt durch die Volumenzunahme der Wirbelkörper kommt es entsprechend der<br />

Anforderung <strong>zur</strong> Verbesserung der Tragfähigkeit, ohne das sich die Materialeigenschaften der<br />

Spongiosa in den verschiedenen Wirbelsäulenabschnitten verändern (WEAVER 1966). KUMMER<br />

(1960) zeigt, dass durch Zugverspannungen die Wirbelkörper nicht auf Biegung, sondern auf axial<br />

einwirkende Druckspannung beansprucht werden. Dieses Ergebnis deckt sich mit den<br />

Spannungstrajektorien innerhalb der Spongiosa, die senkrecht zu den Deckplatten laufen (KUMMER<br />

1960, LANGENBERG 1970). Durch die säulenförmige Anordnung der Trabekeln ist die Festigkeit,<br />

trotz niedriger Spongiosadichte am höchsten. Grundplattennah ist die Dichte, entsprechend der<br />

verschiedenen Belastungsrichtungen, weitergeleitet über den Anulus fibrosus, am größten (BETZ<br />

2002, GROENEVELD 1990, PUTZ 2003, TILLMANN 1998, VON STREMPEL 2001, WHITE U. PANJABI<br />

1990).<br />

Unter Kompressionsbeanspruchung verfügt der Wirbelkörperknochen über folgende<br />

Materialeigenschaften: Proportionalitätsgrenze: 37-400 N/mm²; Elastizitätsmodul: 2280-5560<br />

N/mm²; Bruchgrenze: 155-460 N/mm² (WHITE U. PANJABI 1990). Andere Untersucher kommen zu<br />

folgenden Ergebnissen:<br />

Tab. 18: Materialeigenschaften von Wirbelknochen (Ashmann et al 1987, Hansson et al 1987,<br />

Yahia et al 1988, Yonganandan et al 1990)<br />

Wirbelköper Festigkeit<br />

Kompression<br />

(N/mm²) E-Modul (N/mm²) Autor<br />

L3, Spongiosa E(prox-dist.): 452<br />

E (med-lat): 241<br />

E (ant-post): 251<br />

YAHIA ET AL 1988<br />

L4, Spongiosa E(prox-dist): 346<br />

E (med-lat): 207<br />

E (ant-post): 250<br />

YAHIA ET AL 1988<br />

L1-L4, Spongiosa<br />

mit Mark<br />

155 228 HANSSON ET AL 1987<br />

T3-L2 Spongiosa E(prox-dist.): 337<br />

E (med-lat): 180<br />

E (ant-post): 251<br />

ASHMANN ET AL 1987<br />

C3-C7, ganzer 301 Im Mittel: 393,61 YONGANANDAN ET AL 1990<br />

Knochen<br />

C3: 279,95<br />

C7: 556,41<br />

Der 5. und 3. Lendenwirbel und der 12. Brustwirbel sind funktionell bedeutsam für die Statik und<br />

Dynamik der Wirbelsäule:<br />

58


Tab. 19: Bedeutung von LWK 3 und LWK 5 und BWK 12 (nach KAPANDJI 1999, Winkel 1990)<br />

Strukturelle Aspekte Funktion<br />

5. Lendenwirbel -keilförmige Form in<br />

Sagittalebene<br />

-verbindet mobile präsakrale Wirbelsäule mit starrem<br />

Sakrum<br />

-gleicht Sakralwinkel aus<br />

3. Lendenwirbel -kräftiger Wirbelbogen -dient als Punctum mobile für die vom Sacrum und<br />

Os coxa aufsteigenden Muskeln und als Punctum<br />

stabile für die vom thorakalen Bereich herunterziehenden<br />

Muskeln<br />

-liegt am Scheitel der Lordose<br />

12. Brustwirbel -markiert Grenzpunkt zwischen LWS-Lordose und<br />

BWS Kyphose<br />

-Wirbelkörper hat größere Bedeutung als sein Bogen<br />

-Muskeln ziehen Dorsal am Bogen vorbei<br />

6.1.4. Wirbelgelenke:<br />

Die Torsionssteifigkeit der Wirbelsäule ist weitgehend durch die Stellung der Facettengelenke<br />

bestimmt, die in den einzelnen Wirbelsäulenabschnitten variieren. Im Bereich der<br />

Lendenwirbelsäule ist die Torsionssteifigeit gegenüber axialer Rotation am größten (WHITE U.<br />

PANJABI 1990). Die Facettengelenke übernehmen an der Wirbelsäule dynamische<br />

Führungsaufgaben mit Richtungsbestimmung der Hauptbewegungen. Entsprechend dieser<br />

richtungsgebenden Funktion ist die Verlaufsrichtung des Lig. interspinale eher schräg-horizontal<br />

als vertikal. (BETZ 2002, GROENEVELD 1990, KRÄMER 1986, VON STREMPEL 2002). Die<br />

Wirbelgelenke sind plane Gelenke, durch ihre Kopplung gelten sie als verzapfte Schaniergelenke<br />

(BETZ 2002, KRÄMER 1986). Die Bewegungen der Gelenkflächen sind translatorisch, sie erfolgen<br />

gegen den Widerstand der Gelenkkapsel, die damit stabilisierend auf die Wirbelsäule wirkt<br />

(KAPANDJI 1990, KRÄMER 1986).<br />

6.1.5. Bandscheibe:<br />

Die Bandscheibe besteht aus dem faserknorpeligem Anulus fibrosus, dessen kollagene Fasern nach<br />

innen abnehmen und ohne scharfe Begrenzung in den gallertartigen Nucleus pulposus, übergehen<br />

(siehe Abbildung 19). Die Lastübertragung erfolgt zu 75 % durch den Anulus fibrosus und zu 25 %<br />

über den Nukleus pulposus, der als eine Art Kugellagerelement funktioniert (KAPANDJI 1990).<br />

Nach BROWN ET AL (1957) ist die Zugfestigkeit der Bandscheibe in den dorsalen und ventralen<br />

Anteilen mit 70 N/mm² – 140 N/mm² am größten, <strong>zur</strong> Mitte nimmt die Zugfestigkeit ab, zentral ist<br />

sie mit 0-30 N/mm² am geringsten (BROWN ET AL 1957, WHITE U. PANJABI 1990). Bei axialer<br />

Belastung verfügen sie über eine große Druckfestigkeit, die Biege- und Zugfestigkeit ist wesentlich<br />

geringer (TITTEL 1994).<br />

59


Abb. 35: Zugfestigkeit in unterschiedlichen Bandscheibenregionen (WHITE UND PANJABI 1990).<br />

Die Bandscheibenhöhe variiert in den einzelnen Wirbelkörperabschnitten, im Lumbalbereich wird<br />

sie mit 9 mm, im Thorakalbereich mit 5 mm und im Zervikalbereich mit 3 mm angegeben. Für die<br />

Beweglichkeit der Wirbelsäule ist nach KAPANDJI (1999) das Verhältnis von Höhe Bandscheibe zu<br />

Höhe Wirbelkörper entscheidend (KAPANDJI 1999).<br />

In einer Finite-Elemente Untersuchung konnte SHIRAZ-ADL (1989) anhand eines<br />

dreidimensionalen, nichtlinearen Modells die Beanspruchung einer lumbalen Bandscheiben unter<br />

verschiedenen Belastungsbedingungen ermitteln. Die maximale Belastung der Anulusfasern tritt<br />

bei Rotation mit lateraler Flexion auf (10° Flexion, 6,2° Lateralflexion und 1,8° axialer Rotation)<br />

und entspricht Kräften von bis zu 3500 N in axialer Richtung und 350 N in horizontaler Richtung.<br />

Die inneren Fasern im posterolateralen Bereich werden dabei am stärksten beansprucht (SHIRAZ-<br />

ADL 1989).<br />

In einem In-Vitro-Experiment wiesen EYSEL ET AL (2000) nach, dass der intradiskale Ruhedruck<br />

einer Bandscheibe L5/S1 bis zu 50 N/mm² beträgt. Es handelt sich dabei um osmotischen Druck,<br />

der durch die hohe Wasserbindungskapazität des Nucleus pulposus hervorgerufen wird.<br />

Abb. 36: Osmotisches System der Bandscheibe, Kompression von außen, Quelldruck von innen<br />

(KRÄMER 1986)<br />

60


Durch die Plazierung einer Hohlschraube, die mit einem geschlossenen Flüssigkeitssystem<br />

verbunden ist, in eine humane Bandscheibe konnten EYSEL et al die Mobilität und Steifigkeit unter<br />

physiologischer Belastung mit unterschiedlichen intradiskalen Drucken messen. Mit zunehmendem<br />

intradiskalen Druck (100-400 kPa) konnte eine Zunahme der Steifigkeit in allen Bewegungsebenen<br />

verzeichnet werden. Der intradiskale Druck einer intakten Bandscheibe L5/S1 kann bis zu 500 kPa<br />

betragen (EYSEL ET AL. 2000, KRÄMER 1986, WHITE UND PANJABI 1990).<br />

KRÄMER (1989) ermittelte, das die Bandscheibe unter zunehmender Belastung Wasser verliert und<br />

damit der osmotische Gradient zunimmt, bis sich ein Gleichgewicht zwischen osmotischem und<br />

mechanischem Druck einstellt. Bei Entlastung kommt es zu einem entsprechendem<br />

Flüssigkeitsrückstrom. Mit zunehmendem Alter reduziert sich der Wassergehalt der Bandscheibe,<br />

in der Kindheit liegt er bei 90 % im Alter sinkt er auf 70 % ab (KRÄMER 1989).<br />

Bandscheiben und Wirbelgelenke bilden eine funktionelle Einheit, die auch bei starker<br />

mechanischer Beanspruchung elastisch reagiert. Nach zentrischer und exzentrischer Kompression,<br />

Extension und Torsion kehrt das intakte System stets in die Ausgangsposition <strong>zur</strong>ück (KAPANDJI<br />

1990, KRÄMER 1986, TILLMANN 1998, VON STREMPEL 2001, WHITE U. PANJABI 1990).<br />

Tab. 20: Steifigkeitskoeffizient der Bandscheibe (nach 1. Virgin 1951, 2. Hirsch u. Nachemson<br />

1954, 3. Brown et al. 1957, 4. Markolf 1970, 5. Moroney 1988, 6. Fairfan et al. 1970, 7. White u.<br />

Panjabi 1990).<br />

Kompression<br />

(axialer Druck)<br />

Steifigkeitskoeffizient Maximale Belastung WS-Region<br />

2500 N/mm (1)<br />

700 N/mm (2)<br />

2300 N/mm (3)<br />

1800 N/mm (4)<br />

500 N/mm (5)<br />

4500 N<br />

1000 N<br />

5300 N<br />

1800 N<br />

74 N<br />

Lumbal<br />

Lumbal<br />

Lumbal<br />

Thorakal u Lumbal<br />

Cervikal<br />

Zug (axial) 1000 N/mm (4) 1800 N Thorakal u. Lumbal<br />

Scherung<br />

(transversal,<br />

sagittal)<br />

2600 N/mm (4)<br />

60 N/mm (5)<br />

260 N/mm (7)<br />

Rotation (axial) 2,0 Nm/Grad (7)<br />

0,42 Nm/Grad (6)<br />

150 N<br />

20 N<br />

31 Nm<br />

1,8 Nm<br />

Thorakal u. Lumbal<br />

Cervical<br />

Lumbal<br />

Lumbal<br />

Cervical<br />

61


Abb. 37: Sakrum mit LWK 5 und LWK 4 (KÖRPERMODELL 2004)<br />

6.1.6. Wirbelsäulenligamente<br />

Das Modell des Sakrums in Abb. 37 zeigt zwei verschiedene<br />

Möglichkeiten, wie Bandscheiben dargestellt werden können.<br />

Zum einen als eine Art Kugellagerelement (L4/L3) und zum<br />

anderen in Form eines Federsystems, dass Bewegungen in alle<br />

Richtungen ermöglicht S1/L5 und L5/L4.<br />

Der Bandapparat der Wirbelsäule lässt sich in zwei Gruppen gliedern. Ausschließlich longitudinal<br />

ausgerichtet sind das unelastische Lig. longitudinale anterius und die segmentalen elastischen Ligg.<br />

flava. Die übrigen Bänder, trotzdem sie häufig longitudinal dargestellt werden, verlaufen segmental<br />

schräg <strong>zur</strong> Längsachse der Wirbelsäule. Hierzu gehören das Lig. longitudinale posterius, die Ligg<br />

interspinalia und die queren Kapselbänder. Das Lig. supraspinale stellt eigentlich nur den mittleren<br />

Streifen der Fascia thoracolumbalis dar (PUTZ 2003).<br />

Abb. 38: Ligamente der Wirbelsäule (nach WHITE U. PANJABI 1990)<br />

62


Insbesondere im Bereich der Lendenwirbelsäule funktionieren die Bänder aufgrund ihrer<br />

Anordnung als eine Art Getriebe, welches die Verschiebung der jeweiligen benachbarten Wirbel<br />

exakt koordiniert. Die entscheidende Leistung ist dabei, dass sie dass Erreichen der jeweiligen<br />

Endstellung der Bewegung verzögern und so Gewebeschädigungen vermeiden. Der<br />

Dämpfungsmechanismus besteht in einer langsam zunehmenden Spannung in der Endphase einer<br />

bestimmten Bewegung. Vorraussetzung für diese gewebeschonende Kinematik der Wirbelsäule ist<br />

eine ausreichende Vorspannung der Bänder (PUTZ 2003). Das Ausmaß der Vorspannung hängt<br />

vom Degenerationsgrad der Bandscheibe ab und beträgt bei intaktem Bewegungssegment für das<br />

Lig. longitudinale anterior durchschnittlich 10,9 % und für das Lig. longitudinale posterior 13,4 %<br />

(TRARCZUK 1968). Bei maximaler Extension ohne Belastung ergibt sich eine Dehnung des<br />

vorderen Längsbandes um 1,6 –2 mm bzw. um 10,1- 14 % (METHFESSEL 1983), bzw. 15,5 %<br />

(PANJABI 1982). Bei Flexion wurde das hintere Längsband um 13,05 % (PANJABI 1982) und 13,8<br />

% (METHFESSEL 1983) gedehnt.<br />

Die ermittelten Werte gelten nur für nicht degenerierte Bandscheiben, da die Banddehnung auch<br />

durch den, bei zunehmender Bandscheibendegeneration, nach dorsal wandernden Drehpunkt<br />

beeinflusst wird (METHFESSEL 1983, PANJABI 1982, VON STREMPEL 2001). Die Ligg. flava sind<br />

elastische Bänder, in Ruhe sind sie um etwa 15 % vorgespannt. Bei Flexion des<br />

Bewegungssegmentes erfolgt eine weitere Dehnung des Lig. flavum auf 50 %. Extension bewirkt<br />

eine Verkürzung des Bandes auf 5 % Vorspannung, das Band bleibt in Vorspannung und<br />

verhindert einen möglicherweise auftretenden Druck auf das Nervengewebe (WHITE U. PANJABI<br />

1992).<br />

Tab. 21: Querschnitte und Längen und durchschnittliche Spannungen der Wirbelsäulenligamente<br />

im Lendenwirbelsäulenbereich (WHITE U. PANJABI 1990, 20).<br />

Ligamente Querschnitt Länge Belastung ∅(Ausmaß)<br />

Lig. long. ant 53 mm² 13 mm 1160 N/mm² (240-2100 N/mm²)<br />

Lig long.post. 16 mm² 11 mm 1150 N/mm² (290-2000 N/mm²)<br />

Lig. flavum 67 mm² 19 mm 870 N/mm² (240-1500 N/mm²)<br />

Lig. interspinale 26 mm² - 320 N/mm² (180-460 N/mm²)<br />

Lig. supraspinale 23 mm² 11 mm 540 N/mm² (200-870 N/mm²)<br />

6.1.7. Wirbelsäulenmuskulatur:<br />

LANGENBERG (1970) untersuchte die Morphologie des M. erector spinae und ermittelte an zwei 26<br />

und 33 Jahre alten männlichen Leichen die Anzahl der Einzelmuskeln des M erector spinae, und<br />

für die Einzelsegmente der Lendenwirbelsäule das Feucht und Trockengewicht, die Faserlänge und<br />

den physiologischen Querschnitt. Durchschnittlich besteht der M. erector spinae im Lumbalbereich<br />

aus 93,5 Einzelmuskeln (LANGENBERG 1970).<br />

63


Abb. 39: Darstellung des medialer Trakt des M. erector spinae (LANGENBERG 1970)<br />

Abb. 40: Darstellung des lateraler Trakt des M. erector spinae (LANGENBERG 1970)<br />

In der folgenden Tabelle wurden die Muskelquerschnitte für den medialen und lateralen Trakt des<br />

M erector spinae beider Individuen für das jeweilige Segment und die jeweilige Seite<br />

zusammengefasst und die Durchschnittswerte berechnet:<br />

64


Tab. 22: Physiologischer Querschnitt des M. erector spinae und der Bandscheiben im Lumbalbereich<br />

(LANGENBERG 1970).<br />

Segmenthöhe Physiolog. QS links Physiolog. QS rechts Querschnittsfläche BS<br />

Th12/L1 19,08 cm² 19,21 cm² 13,61 cm²<br />

L1/L2 21,44 cm² 21,23 cm³ 15,38 cm²<br />

L2/L3 24,71 cm² 24,61 cm² 16,03 cm²<br />

L3/L4 27,00 cm² 28,07 cm² 16,07 cm²<br />

L4/L5 28,67 cm² 29,00 cm² 16,36 cm²<br />

L5/S1 31,98 cm² 30,54 cm² 16,96 cm²<br />

Auf ähnliche Querschnittswerte für die Rückenmuskulatur kamen NEMETH und OHLSEN 1986,<br />

REID ET AL 1985 und MCGILL ET AL 1988, die die Rückenmuskulatur anhand von CT und MRI<br />

Bildern vermaßen. MC GILL ET AL (1988) ermittelten an 13 Probanden, Alter: 40,5; Größe 173,8<br />

und Körpergewicht 89,1, folgende Querschnittswerte der Rumpfmuskulatur auf Höhe von L4/L5:<br />

Tab. 23: Muskelquerschnitte der Rumpfmuskulatur auf Höhe L4/L5 (MC GILL 1988)<br />

M. psoas 17,6 cm²<br />

M. rectus abdominis 7,9 cm²<br />

M. obliquus externus abdominis 9,4 cm²<br />

M. obliquus internus abdominis. 8,1 cm²<br />

M. transversus abdominis 2,9 cm²<br />

6.1.8. Biomechanisches Verhalten des Bewegungssegmentes:<br />

Das biomechanische Verhalten ist nichtlinear, biphasisch und viskoelastisch. Der Flexibilitäts- und<br />

Steifigkeitskoeffizient des Bewegungssegmentes variiert bei unterschiedlichen Belastungen. Die<br />

Steifheit eines Bewegungssegmentes wird durch den Widerstand der zwei Wirbelkörper<br />

verbindenden Strukturen wie Ligamente, Bandscheiben, Facettengelenke und Muskeln bestimmt.<br />

Vereinzelt angegebene Werte können daher nur als repräsentative Werte betrachtet werden, die<br />

Steifigkeit der BWS-Segmente ist zudem von der Steifigkeit des Thorax und der verbindenden<br />

Muskulatur abhängig (JUNGHANNS 1951, KAPANDJI 1999, PUTZ 2003, VON STREMPEL 2001,<br />

WHITE U. PANJABI 1990, WINKEL 1995).<br />

65


Tab. 24: Steifigkeitskoeffizienten und Flexibilitätskoeffizienten der Bewegungssegmente in<br />

Translations- und Rotationsrichtungen (nach HIRSCH U. NACHEMSON 1954, ROLANDER 1966,<br />

WHITE U. PANJABI 1990, LIU ET AL 1975, MARKOLF 1972, FARFAN 1970)<br />

Steifigkeitskoeffizient Flexibilitätskoeffizient Wirbelsäulenabschnitt<br />

Kompression 200 N/mm<br />

Translationen<br />

5,0 mm/kN<br />

HWS<br />

(Y-Achsel)<br />

1250 N/mm<br />

0,8 mm/kN<br />

BWS<br />

2000 N/mm<br />

0,5 mm/kN<br />

LWS<br />

Zug (Y-Achse) 53 N/mm<br />

19,0 mm/kN<br />

HWS<br />

770 N/mm<br />

1,3 mm/kN<br />

BWS<br />

770 N/mm<br />

1,3 mm/kN<br />

LWS<br />

Scherung nach 50 N/mm<br />

20,0 mm/kN<br />

HWS<br />

anterior (Z-Achse) 110 N/mm<br />

9,1 mm/kN<br />

BWS<br />

121 N/mm<br />

8,3 mm/kN<br />

LWS<br />

Scherung nach 53 N/mm<br />

19,0 mm/kN<br />

HWS<br />

posterior (Z-Achse) 110 N/mm<br />

9,1 mm/kN<br />

BWS<br />

170 N/mm<br />

5,9 mm/kN<br />

LWS<br />

Scherung nach lateral 53 N/mm<br />

19 mm/kN<br />

HWS<br />

(X-Achse)<br />

110 N/mm<br />

9,1 mm/kN<br />

BWS<br />

145 N/mm<br />

6,9 mm/kN<br />

Rotationen<br />

LWS<br />

Flexion (X-Achse) 0,43 Nm/deg<br />

2,33 deg/Nm<br />

HWS<br />

2,22 Nm/deg<br />

0,45 deg/Nm<br />

BWS<br />

1,36 Nm/deg<br />

0,74 deg/Nm<br />

LWS<br />

1,00 Nm/deg<br />

1,00 deg/Nm<br />

LWK 5/S1<br />

Extension (X-Achse) 0,73 Nm/deg<br />

1,37 deg/Nm<br />

HWS<br />

2,80 Nm/deg<br />

0,36 deg/Nm<br />

BWS<br />

2,08 Nm/deg<br />

0,48 deg/Nm<br />

LWS<br />

1,28 Nm/deg<br />

0,78 deg/Nm<br />

LWK 5/S1<br />

Lateralflexion 0,68 Nm/deg<br />

1,47 deg/Nm<br />

HWS<br />

(Z-Achse)<br />

2,8 Nm/deg<br />

0,36 deg/Nm<br />

BWS<br />

1,75 Nm/deg<br />

0,57 deg/Nm<br />

LWS<br />

7,69 Nm/deg<br />

0,13 deg/Nm<br />

LWK 5/S1<br />

Axialrotation 1,16 Nm/deg<br />

0,86 deg/Nm<br />

HWS<br />

(X-Achse)<br />

2,53 Nm/deg<br />

0,40 deg/Nm<br />

BWS<br />

5,00 Nm/deg<br />

0,20 deg/Nm<br />

LWS<br />

1,82 Nm/deg<br />

0,55 deg/Nm<br />

LWK 5/S1<br />

Entscheidend für die effiziente Mitwirkung der Muskulatur als Schutzfunktion bei insuffizienten<br />

und instabilen Bewegungssegment, ist die Integrität der Fascia thoracolumbalis. Nur innerhalb<br />

einer intakten osteofibrösen Röhre kann die autochthone Rückenmuskulatur die Rolle einer<br />

präzisen aktiven Führung der Kinematik der Lendenwirbelsäule übernehmen (PUTZ 2003).<br />

6.1.9. Besonderheiten des Halswirbelsäule und der Kopfgelenke<br />

Die Anatomie der Halswirbelsäule ist komplex, zusätzlich zu den Strukturen des<br />

Bewegungssegments kommen die Unkovertebralgelenke und die Besonderheiten der atlantoaxialen<br />

okzipitalen Region hinzu. Letztere ist eine eigenständige biomechanische Einheit, da die<br />

66


Formen der Wirbelkörper C1 und C2, von denen der anderen Wirbelkörper abweichen, es keine<br />

Bandscheiben gibt und der Gelenk- und Bandapparat umfangreich gestaltet ist. Im folgenden<br />

werden die Besonderheiten kurz aufgelistet:<br />

• der Dens axis ist Drehzentrum der Bewegung zwischen C1 und C2, die in drei Gelenken<br />

ausgeführt wird<br />

• das Lig. transversum atlantis hält einen stetigen Kontakt zwischen Dens axis (C2) und<br />

vorderem Atlasbogen (C1) aufrecht<br />

• bei Rotationen von C1 auf C2 kommt es zu einer schraubenförmigen Bewegung<br />

• bei dem oberen Kopfgelenk handelt es sich um zwei symmetrische und mechanisch<br />

gekoppelte Gelenke, die sphärisch gekrümmten Gelenkflächen können als Teile einer<br />

Kugeloberfläche betrachtet werden, dessen Drehzentrum innerhalb des Schädels über dem<br />

Hinterhauptsloch liegt. Die Gelenke verfügen über drei Freiheitsgrade (KAPANDJI 1990,<br />

TILLMANN 1998, WHITE U. PANJABI 1990)<br />

Abb. 41: Ansicht des atlantookzipitalen Gelenks von Dorsal (KAPANDJI 1999)<br />

Die anatomisch getrennten Gelenke der atlanto-axialen-okzipitalen Region sind mechanisch<br />

kombinierte Gelenke und bilden in ihrer Kinematik eine Funktionsgemeinschaft. Sie erlauben eine<br />

Beweglichkeit des Kopfes wie ein Kugelgelenk. An den komplexen Beuge- und Streckbewegungen<br />

des Kopfes ist die gesamte Halswirbelsäule beteiligt (KAPANDJI 1999, TILLMANN 1998).<br />

Tab. 25: Übersicht über die Kopfgelenke (KAPANDJI 1999, TILLMANN 1998, WINKEL 1995)<br />

Gelenke Gelenkform Bewegungsausmaß Funktionelle Aspekte<br />

Atlantooccipitalgelenke Elipsoidgelenke Nicken: 20°-30°<br />

Seitneigen: 10°-15°<br />

Med.<br />

Atlantoaxialgelenk<br />

Zapfengelenk Rotation<br />

Lat.<br />

Atlantoaxialgelenke<br />

Kondylengelenk Rotation<br />

Gelenkkomplex Kugelgelenk Ext/Flex: 70°-90°<br />

Rotation: 35°-55°<br />

Seitneigen: 40°-50°<br />

Lateralverschiebung und<br />

Zwangsrotation des<br />

Atlas<br />

Schraubenförmige<br />

Bewegung mit Absinken<br />

des Atlas um 2-3 mm<br />

Bewegungen laufen in<br />

der untere HWS und<br />

obere BWS weiter<br />

67


Abb. 42: Ansicht der atlanto-axialen-okzipitalen Region im Frontalschnitt (KAPANDJI 1999)<br />

Im Vergleich <strong>zur</strong> Größe und Gewicht des Schädels verfügen die Kopfgelenke nur über wenige,<br />

quadratzentimetergroße Gelenkflächen. Ein ausgeklügeltes Bandsystem sorgt für die notwendige<br />

Stabilität und Mobilität. Die vordere Kopfmembran verhindert ein Nach-Vorne-Gleiten der<br />

Schädelbasis. Die schrägen Anteile der vorderen und hinteren Kopfgelenkmembranen hemmen die<br />

Drehbewegung des Kopfes und leiten die Drehbewegung nach caudal weiter. Sitzt der Kopf<br />

zentriert auf dem Atlas sind die beiden Bandsysteme vorne und hinten angespannt (BETZ 2002).<br />

Abb. 43: Übersicht über die Bänder der Kopfgelenke im Sagittalschnitt (BETZ 2002)<br />

68


In Neutral-0-Stellung ist der Kopf so ausbalanciert, dass sich die Muskel- und Bandkräfte, sowie<br />

die Gewichtskraft des Schädels im Gleichgewicht halten. Als Orientierung gilt die horizontale<br />

liegende Okklusionsebene, bestimmt durch den Schluss der Zahnreihen. Der Schwerpunkt des<br />

Kopfes befindet sich relativ nasal gelegen, das erklärt die stark ausgeprägte Nackenmuskulatur im<br />

Vergleich <strong>zur</strong> ventralen Halsmuskulatur.<br />

Zur Modellierung können die Steifigkeitskoeffizienten für die Bandscheiben der HWS aus der<br />

Tabelle 20 entnommen werden, die Bewegungsausmaße der Segmente der Tabelle 27, die<br />

Materialeigenschaften der Wirbelkörper der Tabelle 18 und die Massen der Wirbelkörper den<br />

Tabellen 35-37.<br />

Tab. 26: Gewicht und Materialeigenschaften des Schädels und der Mandibula<br />

Mandibula<br />

Compacta<br />

Schädel<br />

Compacta<br />

Gewicht (Skelett E-Modul (N/mm²) Author<br />

Körpermodell)<br />

92,6 gr. E (medial-lateral): 11300<br />

E (cranial-caudal): 13800<br />

E (anterior-posterior): 19400<br />

DECHOW ET AL 1993<br />

675,3 gr. E (medial-lateral): 15200<br />

E (cranial-caudal): 15200<br />

E (anterior-posterior): 10900<br />

DECHOW ET AL 1993<br />

69


6.1.10. Bewegungsausmaß der Bewegungssegmente<br />

Das Drehzentrum eines Bewegungssegmentes befindet sich in der Mitte der Bandscheibe, die,<br />

ähnlich einem Kugellagerelement sechs Freiheitsgrade aufweist. Geführt wird die Bewegung durch<br />

die Wirbelgelenke „... the spaces between adjacent facets form part of a circle with the center of<br />

rotation as midpoint“ (PENNING 1989, 42), (BETZ 2002, KAPANDJI 1990, KRÄMER 1986, VON<br />

STREMPEL 2001).<br />

Tab. 27: Bewegungsausmaß in den einzelnen Bewegungssegmenten (ROM: Range of Motion)<br />

(WHITE U. PANJABI 1990)<br />

Segmenthöhe Flexion/Extension<br />

(ROM kombiniert)<br />

X-Achse<br />

Lateralflexion<br />

(ROM einseitig),<br />

Y-Achse<br />

Rotation<br />

(ROM einseitig)<br />

Z-Achse<br />

Translation<br />

C0/1 25° 5° 5°<br />

C1/C2 20° 5° 40° 2-3 mm<br />

C2/C3 10° 10° 3°<br />

C3/C4 15° 11° 7°<br />

C4/C5 20° 11° 7°<br />

C5/C6 20° 8° 7°<br />

C6/C7 17° 7° 6°<br />

C7/Th1 9° 4° 2°<br />

Th1/Th2 4° 5° 9° 2,5 mm<br />

Th2/Th3 4° 6° 8° 2,5 mm<br />

Th3/Th4 4° 5° 8° 2,4 mm<br />

Th4/Th5 4° 6° 8° 2,5 mm<br />

Th5/Th6 4° 6° 8°<br />

Th6/Th7 5° 6° 7°<br />

Th7/Th8 6° 6° 7°<br />

Th8/Th9 6° 6° 6°<br />

Th9/Th10 6° 6° 4°<br />

Th10/Th11 9° 7° 2°<br />

Th11/Th12 12° 9° 2°<br />

Th12/L1 12° 8° 2°<br />

L1/L2 12° 6° 2°<br />

L2/L3 14° 6° 2°<br />

L3/L4 15° 8° 2°<br />

L4/L5 16° 6° 2°<br />

L5/S1 17° 3° 1°<br />

70


6.1.11. Bauchmuskulatur<br />

Die Bauchmuskeln mit ihren Aponeurosen stellen ein<br />

Verspannungssystem von Muskeln dar, dessen<br />

Funktion, bezogen auf die Wirbelsäule die Aufrichtung<br />

und Stabilisierung der Lendenwirbelsäule ist. Die<br />

funktionelle Bedeutung des vertikal ausgerichteten M.<br />

rectus abdominis und seiner Sehnenscheide ist die<br />

Verspannung der vorderen Bauchwand und, zusammen<br />

mit den schrägen und transversal verlaufenden<br />

Bauchmuskeln die Verspannung der Bogen-<br />

Sehnenkonstruktion der Brustwirbelsäule (siehe<br />

Abbildung 14 b) (TILLMANN 1989).<br />

Abb. 44: Anordnung der Bauchmuskeln (rot: M. obliquus abd. ext., blau: M. obliquus abd. int.,<br />

rosa: M. transversus abd., grau: M. rectus abd. (TILLMANN 1998)<br />

Die Geometrie der Rumpfmuskulatur im Bereich der Lendenwirbelsäule untersuchten TRACY ET<br />

AL 1989, anhand von 26 Personen, mit einer durchschnittlichen Körpergröße von 180,1 cm und<br />

einem Körpergewicht von 76,5 kg. Die Muskelquerschnittsfläche des M. erector spinae beträgt<br />

durchschnittlich 54,28 cm² mit Muskelkraftwerten von 48 N/cm². Die Gesamtquerschnittsfläche für<br />

den M. rectus abdominis liegt bei 15,1 cm² (TRACY ET AL 1989).<br />

Tab. 28: Muskelquerschnittsflächen der Rumpfmuskulatur einer Seite bezogen auf das jeweilige<br />

Bewegungssegment (TRACY ET AL 1989)<br />

L2 - L3 L3 - L4 L4 - L5 L5 - S1<br />

M. erector spinae 26,2 cm² 26,2 cm² 19,6 cm² 8,3 cm²<br />

M. quadratus lumborum 4,7 cm² 7,1 cm² 7,5 cm² -<br />

M psoas 7,9 cm² 14,8 cm² 17,4 cm² 14,9 cm²<br />

M rectus abdominis 7,7 cm² 6,6 cm² 6,3 cm² 6,8 cm²<br />

Mm obliqui 32,1 cm² 35,1 cm² 22,8 cm² 11,3 cm²<br />

M latissimus dorsi 4,3 cm² 4,3 cm² - -<br />

In der folgenden Tabelle werden die Entfernungen der Muskelmassenzentren von den<br />

Bandscheibenzentren für das jeweilige Segment einer Rumpfseite in anterior-posterior und in<br />

lateraler Richtung angegeben, vergleiche dazu Abbildung 45 (TRACY ET AL 1989).<br />

71


Tab. 29: Entfernung der Zentren der Hebelarme der Muskulatur vom Bandscheibenzentrum in<br />

anterior- posteriorer und in lateraler Richtung (TRACY ET AL 1989)<br />

Muskeln L2-L3 L3-L4 L4-L5 L5-S1<br />

Angaben in mm ant-post lateral ant-post lateral ant-post lateral ant-post lateral<br />

M. erect. spinae 57,8 37,4 57,6 38,2 60,0 32,8 61,7 21,8<br />

M.. quadr. lumb. 35,2 49,2 34,8 74,9 34,5 78,4 - -<br />

M. psoas 7,4 36,2 5,9 42,9 2,6 48,7 20,9 51,6<br />

M. rect. abd. 88,6 35,3 79,5 33,8 73,9 34,7 81,3 28,2<br />

Mm. obliquii 17,3 126,7 17,2 122,1 35,8 116,6 55,4 109,0<br />

M. obliq. trans. - - 14,3 103,5 - - - -<br />

M. obliq. int. - - 9,6 113,9 - - - -<br />

M. obliq. ext. - - 10,9 126,2 - - - -<br />

M. latissimus 38,5 104,8 54,2 71,9 - - - -<br />

posterior<br />

lateral<br />

anterior<br />

Abb. 45: Transversalschnitt durch den Rumpf auf Höhe der Brustwirbelsäule (RIEHLE 2004)<br />

72


6.1.12. Quantitative Daten der eingescannten Wirbelknochen<br />

Für das Körpermodell wurde die Wirbelsäule des Modell 2 eingescannt, da sie im Gegensatz <strong>zur</strong><br />

Wirbelsäule des Modell 1 vollständig erhalten war (siehe dazu Kapitel 2). Da sich die<br />

Wirbelkörper in Größe und Gewicht stark unterschieden und die kleinere Wirbelsäule nicht zu den<br />

Maßen des Schädels und der Extremitäten des Modell 1 passten, wurden die Größen- und<br />

Gewichtsverhältnisse der Wirbelkörper BWK 2 – HWK 1 des Modell 1 entsprechend errechnet<br />

und die Wirbelsäule des Körpermodells vergrößert.<br />

Tab. 30: Quantitative Daten der Wirbelkörper LWK 5-LWK 3, Modell 1 und 2<br />

Wirbelsäule Modell 1 Modell 2 Modell 1 Modell 2 Modell 1 Modell 2<br />

LWK 5 LWK 5 LWK 4 LWK 4 LWK 3 LWK 3<br />

Abst. Proc. Transversii 10,70 cm 10,07 cm 10,05 cm<br />

Abst.Proc. art. sup. 5,24 cm 4,35 cm 5,22 cm<br />

Abst. Proc. art. inf. 4,85 cm 5,71 cm 3,63 cm 4,72 cm 3,47 cm 4,44 cm<br />

Abst. Proc.spin, WK dor. 4,88 cm 4,28 cm 5,71 cm 4,59 cm 5,81 cm 4,75 cm<br />

WK Breite cranial 5,55 cm 5,17 cm 5,22 cm 5,00 cm 5,23 cm 4,82 cm<br />

WK Breite caudal 5,94 cm 4,77 cm 5,47 cm 5,09 cm 5,02 cm 5,04 cm<br />

WK Höhe ventral 3,29 cm 2,89 cm 3,38cm 2,66 cm 3,09 cm 2,77 cm<br />

WK Höhe dorsal 2,71 cm 2,42 cm 3,24 cm 2,37 cm 3,16 cm 2,65 cm<br />

WK Tiefe cranial 3,58 cm 3,56 cm 3,47 cm 3,31 cm 3,4 cm 3,20 cm<br />

WK Tiefe caudal<br />

3,33 cm<br />

3,37 cm<br />

3,34 cm<br />

Gesamtgewicht 47,0 gr 28,7 gr 43,1 gr 22,3 gr 41,1 gr 22,3 gr<br />

Tab. 31: Quantitative Daten der Wirbelkörper LWK 2-BWK 12, Modell 1 und 2<br />

Wirbelsäule Modell 1 Modell 2 Modell 1 Modell 2 Modell 1 Modell 2<br />

LWK 2 LWK 2 LWK 1 LWK 1 BWK 12 BWK 12<br />

Abst. Proc. Transversii 9,78 cm 7,96 cm 4,14 cm 8,86 cm 4,17 cm 5,66 cm<br />

Abstand Proc. art. sup. 3,38 cm 5,14 cm 3,18 cm 3,39 cm 4,57 cm 3,76 cm<br />

Abstand Proc. art. inf. 3,14 cm 3,64 cm 2,60 cm 3,16 cm 2,70 cm 3,08 cm<br />

Abst. Proc.spin, WK dor. 5,38 cm 5,12 cm 5,17 cm 4,81 cm 4,94 cm 4,44 cm<br />

WK Breite cranial 4,92 cm 4,71 cm 4,24 cm 4,54 cm 4,68 cm 4,31 cm<br />

WK Breite caudal 4,94 cm 4,90 cm 5,02 cm 4,76 cm 4,91 cm 4,78 cm<br />

WK Höhe ventral 3,11 cm (sl) 2,89 cm 2,94 cm 2,61 cm 2,75 cm 2,13 cm<br />

WK Höhe dorsal 3,11 cm 2,77 cm 3,08 cm 2,68 cm 2,85 cm 2,62 cm<br />

WK Tiefe cranial 3,23 cm 3,05 cm 3,29 cm 3,29 cm 3,45 cm 3,41 cm<br />

WK Tiefe caudal<br />

3,17 cm 3,35 cm 3,11 cm 3,29 cm 3,23 cm<br />

Gesamtgewicht 36,6 gr 19,8 gr 34,1 gr 17,3 gr 30,4 gr 14,8 gr<br />

73


Tab. 32: Quantitative Daten der Wirbelkörper BWK 11-BWK 9, Modell 1 und 2<br />

Wirbelsäule Modell 1 Modell 2 Modell 1 Modell 2 Modell 1 Modell 2<br />

BWK 11 BWK 11 BWK 10 BWK 10 BWK 9 BWK 9<br />

Abst. Proc.Transversii 6,03 cm 5,65 cm 6,29 cm 5,90 cm 6,72 cm 6,53 cm<br />

Abstand Proc. art. sup. 4,44 cm 3,48 cm 4,17 cm 3,77 cm 3,87 cm 3,66 cm<br />

Abstand Proc art. inf. 4,88 cm 3,57 cm 4,59 cm 3,55 cm 3,66 cm 3,88 cm<br />

Abst. Proc.spin, WK dor. 4,39 cm 3,93 cm 4,91 cm 3,81 cm 4,08 cm 4,16 cm<br />

WK Breite cranial 4,29 cm 4,10 cm 3,82 cm 3,59 cm 3,65 cm 3,49 cm<br />

WK Breite caudal 4,67 cm 4,49 cm 4,25 cm 4,14 cm 3,97 cm 3,78 cm<br />

WK Höhe ventral 2,87 cm 2,05 cm 2,26 cm 2,21 cm 2,08 cm 2,27 cm<br />

WK Höhe dorsal 2,76 cm 2,61 cm 2,47 cm 2,41 cm 2,34 cm 2,26 cm<br />

WK Tiefe cranial 3,33 cm 3,22 cm 3,25 cm 3,00 cm 3,08 cm 2,77 cm<br />

WK Tiefe caudal 3,50 cm 3,37 cm 3,29 cm 3,27 cm 3,31 cm 2,96 cm<br />

Gesamtgewicht 28,0 gr 13,9 gr 24,7 gr 12,9 gr 21,8 gr 11,8 gr<br />

Tab. 33: Quantitative Daten der Wirbelkörper BWK 8-BWK 6, Modell 1 und 2<br />

Wirbelsäule Modell 1 Modell 2 Modell 1 Modell 2 Modell 1 Modell 2<br />

BWK 8 BWK 8 BWK 7 BWK 7 BWK 6 BWK 6<br />

Abst. Proc. Transversii 6,93 cm 6,68 cm 7,80 cm 6,94 cm 7,44 cm 7,25 cm<br />

Abstand Proc. art. sup. 3,05 cm 3,73 cm 3,65 cm 3,48 cm 3,68 cm 3,54 cm<br />

Abstand Proc art. inf. 3,73 cm 3,76 cm 3,72 cm 3,97 cm 3,56 cm 3,65 cm<br />

Abst. Proc.spin. WK dor. 4,45 cm 4,14 cm 4,29 cm 4,11 cm 4,39 cm 4,09 cm<br />

WK Breite cranial 3,50 cm 3,41 cm 3,11 cm 3,18 cm 3,03 cm 2,88 cm<br />

WK Breite caudal 3,69 cm 3,55 cm 3,49 cm 3,49 cm 3,15 cm 3,83 cm<br />

WK Höhe ventral 2,09 cm 1,94 cm 2,19 cm 2,00 cm 2,31 cm 1,97 cm<br />

WK Höhe dorsal 2,38 cm 2,16 cm 2,44 cm 2,07 cm 2,42 cm 2,04 cm<br />

WK Tiefe cranial 3,00 cm 2,74 cm 2,70 cm 2,55 cm 2,20 cm 2,38 cm<br />

WK Tiefe caudal 3,09 cm 2,81 cm 2,96 cm 2,75 cm 2,77 cm 2,52 cm<br />

Gesamtgewicht 20,5 gr 10,7 gr 19,2 gr 10,9 gr 17,8 gr 14,1 gr<br />

74


Tab. 34: Quantitative Daten der Wirbelkörper BWK 5-BWK 3, Modell 1 und 2<br />

Wirbelsäule Modell 1 Modell 2 Modell 1 Modell 2 Modell 1 Modell 2<br />

BWK 5 BWK 5 BWK 4 BWK 4 BWK 3 BWK 3<br />

Abst.Proc. Transversii 7,18 cm 7,31 cm 7,23 cm 7,19 cm 7,30 cm 7,17 cm<br />

Abstand Proc. art. sup. 3,74 cm 3,59 cm 3,94 cm 3,57 cm 4,18 cm 3,79 cm<br />

Abstand Proc art. inf. 3,66 cm 3,64 cm 3,78 cm 3,80 cm 4,03 cm 3,68 cm<br />

Abst. Proc.spin. WK dor. 4,11 cm 4,01 cm 4,19 cm 3,77 cm 4,46 cm 4,56 cm<br />

WK Breite cranial 2,99 cm 2,77 cm 3,01 cm 2,74 cm 2,88 cm 2,97 cm<br />

WK Breite caudal 3,16 cm 3,78 cm 3,27 cm 3,71 cm 3,2 cm 3,65 cm<br />

WK Höhe ventral 2,21 cm 1,99 cm 2,05 cm 1,93 cm 1,98 cm 1,81 cm<br />

WK Höhe dorsal 2,24 cm 2,01 cm 2,06 cm 1,95 cm 2,03 cm 1,89 cm<br />

WK Tiefe cranial 2,71 cm 2,13 cm 2,51 cm 2,09 cm 2,01 cm 1,86 cm<br />

WK Tiefe caudal 2,66 cm 2,27 cm 2,66 cm 2,13 cm 2,51 cm 2,00 cm<br />

Gesamtgewicht 16,8 gr 8,9 gr 16,3 gr 8,7 gr 16,9 gr 8,9 gr<br />

Tab. 35: Quantitative Daten der Wirbelkörper BWK 2-HWK 7, Modell 1 und 2<br />

Wirbelsäule Modell 1 Modell 2 Modell 1 Modell 2 Modell 1 Modell 2<br />

BWK 2 BWK 2 BWK 1 BWK 1 HWK 7 HWK 7<br />

Abst. Proc. Transversii 7,30 cm 8,18 cm 6,74 cm<br />

Abstand Proc. art. sup. 4,40 cm 5,24 cm 5,21 cm<br />

Abstand Proc art. inf. 4,00 cm 4,50 cm 5,53 cm<br />

Abst. Proc.spin, WK dor. 4,69 cm 4,72 cm 4,47 cm<br />

WK Breite cranial 3,92 cm 3,21 cm 3,71 cm 3,35 cm 3,23 cm 3,21 cm<br />

WK Breite caudal<br />

3,99 cm<br />

3,47 cm<br />

2,73 cm<br />

WK Höhe ventral 1,82 cm 1,55 cm 1,64 cm 1,40 cm 1,41 cm 1,16 cm<br />

WK Höhe dorsal<br />

1,80 cm<br />

1,61 cm<br />

1,35 cm<br />

WK Tiefe cranial 2,17 cm 1,81 cm 2,07 cm 1,70 cm 2,11 cm 1,88 cm<br />

WK Tiefe caudal<br />

1,89 cm<br />

1,76 cm<br />

1,63 cm<br />

Gesamtgewicht 16,33 gr 8,6 gr 16,00 gr 8,4 gr 19,43 gr 10,2 gr<br />

75


Tab. 36: Quantitative Daten der Wirbelkörper HWK 6 – HWK 4, Modell 1 und 2<br />

Wirbelsäule Modell 1 Modell 2 Modell 1 Modell 2 Modell 1 Modell 2<br />

HWK 6 HWK 6 HWK 5 HWK 5 HWK 4 HWK 4<br />

Abst. Proc. Transversii 5,39 cm 5,84 cm 5,47 cm<br />

Abstand Proc. art. sup. 5,26 cm 5,05 cm 5,16 cm<br />

Abstand Proc. art. inf. 5,19 cm 5,20 cm 4,92 cm<br />

Abst Proc.spin. WK dor. 3,44 cm 2,74 cm 2,51 cm<br />

WK Breite cranial 3,31 cm 2,95 cm 2,4 cm 2,38 cm 2,47 cm 2,46 cm<br />

WK Breite caudal<br />

3,13 cm<br />

2,02 cm<br />

2,05 cm<br />

WK Höhe ventral 1,12 cm 0,90 cm 1,49 cm 1,33 cm 1,49 cm 1,38 cm<br />

WK Höhe dorsal<br />

1,16 cm<br />

1,38 cm<br />

1,33 cm<br />

WK Tiefe cranial 2,42 cm 2,14 cm 2,08 cm 1,50 cm 1,76 cm 1,55 cm<br />

WK Tiefe caudal<br />

1,96 cm<br />

2,02 cm<br />

1,42 cm<br />

Gesamtgewicht 19,62 gr 10,3 gr 17,72 gr 9,3 gr 17,72 gr 6,7 gr<br />

Tab. 37: Quantitative Daten der Wirbelkörper HWK 3-HWK 1, Modell 1 und 2<br />

Wirbelsäule Modell 1 Modell 2 Modell 1 Modell 2 Modell 1 Modell 2<br />

HWK 3 HWK 3 HWK 2 HWK 2 HWK 1 HWK 1<br />

Abst. Proc.Trans. 5,29 cm 5,60 cm 7,86 cm<br />

Abst. Proc. art. sup. 4,95 cm 4,70 cm<br />

Abst. Proc art. inf. 5,11 cm 4,81 cm 4,88 cm<br />

Abst. Proc.spin /Wk . 1,58 cm 3,33 cm<br />

WK Breite cranial 2,09 cm 2,17 cm 1,49 cm 1,00 cm<br />

WK Breite caudal<br />

1,64 cm<br />

1,72 cm<br />

1,49 cm<br />

2,20/4,07<br />

WK Höhe ventral 1,34 cm<br />

cm<br />

1,67/3,09<br />

WK Höhe dorsal<br />

1,37 cm<br />

cm<br />

WK Tiefe cranial 1,9 cm 1,61 cm 1,64 cm 1,19 cm<br />

WK Tiefe caudal<br />

1,63 cm<br />

1,60 cm<br />

Gesamtgewicht 12,00 gr 6,3 gr 21,33 gr 11,2 gr 17,11 gr 9,0 gr<br />

76


6.2. Bewegungseinheit Brustkorb<br />

6.2.1. Funktionelle Struktur<br />

Die Rippen sind gebogene Knochen, die in Paaren angeordnet dorsal mit der Brustwirbelsäule und<br />

ventral über Gelenke und Rippenknorpel mit dem Sternum verbunden sind und so einen<br />

zylindrischen Hohlraum bilden. Trotz seiner Leichtigkeit und Elastizität ist der Thorax sehr fest<br />

und widerstandsfähig. Der Bewegungsmechanismus des Brustkorbes ist kompliziert, da er die<br />

Summation von Bewegungen in den Rippenwirbelgelenken, Rippensternumgelenken und von<br />

elastischen Verformungen der knöchernen und knorpeligen Anteile der Rippen ist (KAPANDJI<br />

1995, TILLMANN 1998, WINKEL 1995).<br />

Die Rippen sind dorsal durch zwei Gelenke mit den<br />

Brustwirbelkörpern verbunden. Das Art. capitis<br />

costae entspricht einem Kugelgelenk und das Art.<br />

costotransversaria einem Zapfengelenk (BETZ 2002),<br />

beide bilden funktionell eine Einheit. Die<br />

Rippenhebung und -senkung und damit die<br />

Exkursionen des Thorax erfolgt durch die Drehung<br />

der Rippen um die dorso-lateral gelegene<br />

Längsachse des Rippenhalses. Letztere verläuft in<br />

einem Winkel von 45° <strong>zur</strong> Sagittalebene (KAPANDJI<br />

1999). Durch die drei costotransversalen Bänder ist<br />

die Beweglichkeit der Rippenwirbelgelenke stark Abb. 46: Bewegungsachsen der Rippen-<br />

eingeschränkt. Die Achse des Rippenhalses weist<br />

mit den Querfortsätzen der Brustwirbel einen<br />

gelenke (TILLMANN 1998).<br />

Winkel auf, der an der ersten Rippe etwa 16° beträgt, an der zweiten etwa 35° und an den<br />

folgenden ca. 40-50°, dadurch liegt die erste Rippe annähernd horizontal und die 12. Rippe fast<br />

vertikal (BETZ 2002, KUMMER 1980, TILLMANN 1998, WHITE U. PANJABI 1990).<br />

In ihrem Verlauf weisen die Rippen eine Torsion auf, dorsal sind sie nach außen gedreht, ventral<br />

nach innen. Die Rippenenden sind jeweils durch Synchondrosen mit Rippenknorpel verbunden.<br />

Die Rippenknorpel der oberen Rippen sind kürzer, nach unten werden die Rippenknorpel länger,<br />

die Knorpel der 7-10 Rippe vereinigen sich zum Rippenbogen. Die letzten beiden Rippenpaare<br />

enden als freie Rippen in der seitlichen Bauchwand. Die Rippenknorpel artikulieren auf mehrere<br />

Arten mit dem Sternum: Die erste Rippe, 6. und 7. Rippe bilden mit dem Sternum Synchondrosen,<br />

die 2. –5. Rippe sind echte Gelenke (BETZ 2002, KAPANDJI 1999, TILLMANN 1998, WINKEL 1995).<br />

77


6.2.2. Materialeigenschaften der Rippen:<br />

Die Steifigkeit der Rippen wurde in sechs verschiedenen Richtungen, lateral medial, anterior,<br />

posterior, superior und inferior, von SCHULTZ ET AL 1974 untersucht, indem sie die Rippenköpfe<br />

fixierten und die freien Enden belasteten. Die große Flexibilität der Rippen zeigte sich bei einer<br />

Belastung von 10 N, die eine Deformation von 25 mm produzierte (SCHULTZ ET AL. 1974, WHITE<br />

U. PANJABI 1990):<br />

Tab. 38: Steifigkeitseigenschaften der Rippen bei einer Belastung von 7,5 N (SCHULTZ ET AL<br />

1974).<br />

Belastungsrichtung 2. Rippe 4.-8. Rippe 10. Rippe<br />

anterior/posterior 1,5 N/mm 0,75 N/mm 0,30 N/mm<br />

lateral/medial 0,75 N/mm 0,40 N/mm 0,25 N/mm<br />

superior/inferior 0,40 N/mm 0,25 N/mm 0,20 N/mm<br />

Die Festigkeit der Rippenknorpel weist altersspezifisch, aber nicht geschlechtsspezifisch,<br />

Unterschiede auf. Der Elastizitätsmodul unter Zug beträgt 24,53 N/mm² bei Druck 490,5 N/mm²<br />

(YAMADA 1970).<br />

Tab. 39: Altersabhängige Festigkeit der Rippenknorpel (SCHULTZ ET AL 1974).<br />

20-29 J 30-39 J 40-49 J 50-59 J<br />

Zugfestigkeit 4,41 N/mm² 4,12 N/mm² 3,53 N/mm² 2,45 N/mm²<br />

Druckfestigkeit 9,71 N/mm² 9,41 N/mm² 8,04 N/mm² 7,06 N/mm²<br />

SCHULTZ ET AL (1974) untersuchte auch die Steifigkeit der Rippenverbindungen in verschiedenen<br />

Belastungsrichtungen (SCHULTZ ET AL 1974):<br />

Tab. 40: Steifigkeitseigenschaften der Rippenwirbelgelenke bei einer Belastung von 7,5 N<br />

(SCHULTZ et al. 1974).<br />

Belastungsrichtung 2. Rippe 4.-8. Rippe 10. –12. Rippe<br />

anterior/posterior 1,5 N/mm 1,75 N/mm 1,5 N/mm<br />

Lateral 2,5 N/mm 5,00 N/mm 2,5 N/mm<br />

superior/inferior 0,70 N/mm 1,55 N/mm 1,0 N/mm<br />

Die Steifigkeit des gesamten Thorax beträgt durchschnittlich das 10 –20 fache einer einzelnen<br />

Rippe (AGOSTINI ET AL. 1966, PATRICK ET AL. 1970, NAHUM ET AL. 1974). Seine Dehnbarkeit ist<br />

unmittelbar mit Atemfunktion verbunden (KAPANDJI 1999):<br />

78


Tab.41: Steifigkeitseigenschaften der Rippenbrustbeinverbindungen bei einer Belastung von 7,5 N<br />

(SCHULTZ ET AL 1974)<br />

Belastungsrichtung 2. Rippe 4.- Rippe 6.-10. Rippe<br />

anterior/posterior 2,5 N/mm 2,5 N/mm 0,50 N/mm<br />

Lateral/l - - -<br />

superior/inferior 3,0 N/mm 1,5 N/mm 0,75 N/mm<br />

6.2.3. Quantitative Daten der eingescannten Rippen<br />

Tab. 42: Quantitative Daten der Rippen 1-6<br />

Thorax Rippe 1 Rippe 2 Rippe 3 Rippe 4 Rippe 5 Rippe 6<br />

Collum 3,27 cm 3,58 cm 3,31 cm 3,23 cm 3,35 cm 3,07 cm<br />

Corpus 10,70 cm 21,30 cm 17,80 cm 27,80 cm 32,10 cm 30,20 cm<br />

L. gesamt 13,8 cm 34,90 cm 31,00 cm 34,70 cm 35,9 cm 33,40 cm<br />

Dist. Breite 2,34 cm 1,98 cm 1,64 cm 2,00 cm 1,87 cm 1,26 cm<br />

Dis. Höhe 1,96 cm 1,88 cm 0,99 cm 1,02 cm 0,83 cm 0,83 cm<br />

Gewicht 6,9 gr 13,5 gr 13,5 gr 18,8 gr 18,1 gr 17,2 gr<br />

Tab. 43: Quantitative Daten der Rippen 7-12<br />

Thorax Rippe 7 Rippe 8 Rippe 9 Rippe 10 Rippe 11 Rippe 12<br />

Collum 3,43 cm 3,16 cm 3,11 cm 2,27 cm<br />

Corpus 33,30 cm 32,6 cm 33,9 cm 26,1 cm<br />

L. gesamt 37,10 cm 35,5 cm 37,6 cm 29,5 cm 22,40 cm 15,9 cm<br />

Dist. Breite 1,94 cm 1,98 cm 2,12 cm 1,17 cm 0,71 cm 0,64 cm<br />

Dis. Höhe 0,89 cm 0,94 cm 0,83 cm 0,72 cm 0,41 cm 0,35 cm<br />

Gewicht 20,3 gr 17,7 gr 20,6 gr 14,9 gr 9,0 gr 6 gr<br />

79


6.3. Bewegungseinheit Becken:<br />

6.3.1. Funktionelle Struktur<br />

Abb. 47: Becken-Hüft-Region<br />

(KÖRPERMODELL 2004)<br />

Die Bewegungseinheit Becken setzt sich aus dem Sakrum<br />

und den beiden Beckenknochen zusammen, die gelenkig<br />

durch die Iliosakralgelenke und synchondrotisch durch die<br />

Symphyse verbunden sind. Bei aufrechter Haltung bildet<br />

die Beckeneingangsebene mit der Horizontalen einen<br />

Winkel von 50°-60° (Beckenneigung) (TILLMANN 1998).<br />

Biomechanisch gesehen ist die Aufgabe des Beckens<br />

Bewegung, Statik und hohe Kraftübertragungen zu<br />

koordinieren.<br />

Über das Sakrum und die SI-Gelenke werden die Kräfte von der Lendenwirbelsäule zu den<br />

Hüftgelenken und den übrigen Anteilen der unteren Extremität weitergeleitet. Der gesamte<br />

knöcherne Rahmen dient als Ursprung und Ansatz eines Teils der Rumpfmuskulatur, der<br />

Oberschenkelmuskulatur und der Beckenbodenmuskulatur, alle Muskelschlingen sind direkt oder<br />

indirekt mit ihm verbunden. Die dadurch entstehenden Kräfte wirken auf die durch beide<br />

Hüftgelenke gehende Drehachse des Beckens (EULER 1996). Das Gewicht der Masse oberhalb des<br />

Beckens beträgt etwa 65 % des gesamten Körpergewichtes. Aus der Lage des<br />

Teilkörperschwerpunktes, ventral des Iliosakralgelenkes, folgt, dass außer dem<br />

Kräftegleichgewicht auch das Momentgleichgewicht für die Statik von Bedeutung ist (VLEEMING<br />

1990).<br />

80


Abb. 48: Beckenwinkel: (a) Winkel zwischen cranialer Fläche des 1. Sakralwirbels und der<br />

Horizontalen, (b) Lumbosakralwinkel, (c) Beckenneigungswinkel<br />

6.3.2. Symphyse<br />

Die Symphyse verbindet ventral beide Hüftbeine. Die Anordnung sich überkreuzender<br />

Faserstrukturen und der vorwiegend aus hyalinem Knorpel aufgebaute eingelagerte Diskus lassen<br />

auf wechselnde Druck-, Zug- und Scherbelastungen schließen, die beim Wechsel vom Zweibeinauf<br />

den Einbeinstand auftreten (EULER 1996). Beim Einbeinstand kommt es zu Zugspannungen im<br />

kranialen und zu Druckspannungen im caudalen Teil der Symphyse. Zwei Bänder, das Lig. pubica<br />

superior und das Lig. arcuatum pubis sichern die Symphyse nach oben und unten. Nach<br />

Untersuchungen von WALHEIM (1984) finden folgende Bewegungsausmaße beim Gehen an der<br />

Symphyse statt:<br />

Tab. 44: Bewegungsausmaß und Kräfte, der Symphyse (WALHEIM 1984)<br />

Koordinaten Bewegungsausmaß durchschnittlich<br />

Kräfte<br />

wirkende<br />

Y-Achse (senkrecht <strong>zur</strong> Beckenringebene) 0,5 - 2,6 mm 169 N<br />

Z-Achse (sagittal in der Beckenringebene) 0,2 – 1,3 mm 68 N<br />

X-Achse (Drehung um horizontale Achse) 0 – 1,6 ° 2,5 Nm<br />

81


6.3.3. Iliosakralgelenke<br />

Abb. 49: Becken ansicht von cranial<br />

(KÖRPERMODELL 2004)<br />

Dorsal sind die beiden Hüftbeine und das Kreuzbein<br />

über die Iliosakralgelenke miteinander verbunden. Die<br />

Oberfläche der Gelenke weist im Gegensatz zu<br />

Diarthrosen keinen hyalinen Knorpel auf, sondern ein,<br />

mikroskopisch betrachtetes, rauheres Knorpelgewebe.<br />

Makroskopisch sind Rillen und Leisten auf der<br />

Gelenkfläche zu erkennen. Beide Besonderheiten<br />

weisen darauf hin, dass die Funktion des IS-Gelenkes<br />

mehr auf federnde Stabilität als auf Beweglichkeit<br />

ausgerichtet ist (VLEEMING 1990).<br />

Der Bindegewebsapparat um die SI-Gelenke ist kräftig entwickelt und die Beweglichkeit sehr<br />

eingeschränkt ist (BAKLAND U. HANSEN 1984). Neben vielen kleinen Nebenbewegungen ist im IS-<br />

Gelenk eine Hauptbewegung möglich: Die Nutation und Kontranutation um eine transversale<br />

Achse (STURESSON 1989). Die Nutation ist die Bewegung der Oberkante des Sakrums nach ventral<br />

und findet statt beim Stehen auf einem Bein, bzw. bei der Standphase des Gehens. Dabei nimmt<br />

das IS-Gelenk des Standbeines eine fast maximale Nutationsstellung ein (DIETRICHS 1991). Nach<br />

STURESSON (1989) beträgt der mittlere Bewegungsausschlag 2,5°, was einer Translation um 0,7<br />

mm entspricht (STURESSON 1989). MILLER et al (1987) ermittelten experimentell Bewegungen im<br />

ISG um 2 mm und eine Rotation um 6° (MILLER ET AL. 1978).<br />

Anhand von 10 Leichenpräparaten, durchschnittliches Alter 55 Jahre, wurden die elastischen<br />

<strong>Eigenschaften</strong> des IS-Gelenkes in den Translations- und Rotationsrichtungen ermittelt (VLEEMING<br />

1991):<br />

Tab. 45: Elastische <strong>Eigenschaften</strong> des IS-Gelenkes (VLEEMING 1991).<br />

Translationssteifheiten Rotationssteifheiten<br />

Mediolaterale Richtung 260 N/mm Flexion/Extension 14,7 Nm/Grad<br />

Vertikale Richtung 300 N/mm Axiale Rotation 6,8 Nm/Grad<br />

Anterior-Posteriore-<br />

Richtung<br />

133 n/mm Lateralflexion 14,7 Nm/Grad<br />

82


6.3.4. Hüftgelenk<br />

Das Hüftgelenk ist ein Kugelgelenk, das durch 27 Muskeln bewegt und im Gleichgewicht gehalten<br />

wird. Die Gelenkfläche des Acetabulum stellt sich als inkompletter Knorpelring dar, dessen Dicke<br />

variiert. Sie ist mit 4 mm oberhalb der Hüftkopfgrube (medial-zentral) am dicksten, da in diesem<br />

Bereich die Wirkung der Gelenkreaktionskraft am größten ist (RYDELL 1965). Die Stellung des<br />

Acetabulum ist folgendermaßen definiert: Die Ebene, die durch die Circumferentia des Acetabulum<br />

gebildet wird, steht mit der Sagittalebene in einem Winkel von 40° und mit der Transversalebene in<br />

einem Winkel von 60° (FRANKEL U. NORDIN 1980).<br />

Die Gelenkkapsel wird durch drei kräftige Bänder verstärkt: Lig. iliofemorale, pubofemorale,<br />

ischiofemorale. Das Lig. iliofemorale gilt als stärkstes Band und limitiert die Extension, sodass<br />

eine Aufrichtung des Beckens über 13° nicht möglich ist (GROENEVELD 1990, WINKEL 1995). Mit<br />

Ausnahme der Flexion werden alle Bewegungen im Hüftgelenk durch den Bandapparat gehemmt.<br />

Relativ entspannt ist die Kapsel in 30° Flexion, 30 ° Abduktion und ca. 5° Außenrotation (VOLL<br />

1995). Die Zugfestigkeit des Lig. iliofemorale beträgt etwa 2943 – 4905 N, die durchschnittliche<br />

Länge wird mit 6 – 8 cm, Breite mit 2-3 cm und Dicke mit 1,5 cm angegeben (TITTEL 1994).<br />

Als Kollodiaphysenwinkel (CCD-Winkel) wird der Winkel zwischen Schenkelhalsachse und<br />

Femurschaftachse bezeichnet. Nach LANZ U. WACHSMUTH (1972) variiert er zwischen 115°-140°,<br />

normal ist ein Winkel von 125° (LANZ U. WACHSMUTH 1972). Neben anderen Parametern hat der<br />

Winkel für die Beanspruchung des Hüftgelenks eine erhebliche Bedeutung (AMTMANN U.<br />

KUMMER 1968).<br />

Die auf das Hüftgelenk einwirkenden Kräfte im Ein- und Zweibeinstand sind erwartungsgemäß<br />

sehr unterschiedlich, da sich die Lage des Körperschwerpunktes, die Masse und der Hebelarm<br />

wesentlich verändern (BOMBELLI 1981). Im aufrechten Stand beträgt die auf beide Hüftgelenke<br />

verteilte Last etwa 2/3 des Körpergewichtes (WINKEL 1995, FRANKEL UND NORDIN 1980).<br />

Hinsichtlich ihrer Kinematik sind die Hüftgelenke als Teil einer kinematischen Kette zu sehen, zu<br />

der die Lendenwirbelsäule und das Becken gehören. Damit treten bei Hüftgelenkbewegungen<br />

kompensatorische Bewegungen in den anderen Teilen dieser Kette auf, mit Unterschieden<br />

zwischen aktiver und passiver Mitbewegung (WINKEL 1995).<br />

83


6.3.4.1. Bewegungsausmaße im Hüftgelenk<br />

Das größte Bewegungsausmaß des Hüftgelenks findet in der Sagittalebene statt, Hinweis auf die<br />

Ausrichtung für das Gehen, also Mobilität nach und vorne Stabilität nach hinten, <strong>zur</strong> Sicherung des<br />

Abstoßes vom Boden (WINKEL 1995).<br />

Tab. 46: Bewegungsausmaß, limitierende Bänder und Muskeln des Hüftgelenkes (PLATZER 1991,<br />

WINKEL 1995, TITTEL 1999)<br />

Bewegungsausmaß Muskeln<br />

Aktiv Passiv<br />

Extension (a) 15°-20° 30° M. glutaeus max.<br />

M. glutaeus med. u. min.<br />

M. adduktor magnus<br />

M. piriformis<br />

M. semimembranosus<br />

M. semitendinosus<br />

Flexion (b) 90°<br />

120° (in<br />

KnieFlex)<br />

Adduktion (c) 30°<br />

(mit<br />

FLEX/EXT)<br />

M. biceps femoris c.l.<br />

140° M. iliopsoas<br />

M. tensor fasciae latae<br />

M. pectineus<br />

M. adductor longus/brevis<br />

M. gracilis<br />

M. rectus femoris<br />

M. sarorius<br />

- M. adductor magnus u. minimus<br />

M. adductor longus/brevis<br />

M. glutaeus max<br />

M. gracilis<br />

M. pectineus<br />

M. quadratus<br />

Abduktion (d) 45° - Mm. glutaeus med.<br />

M. tensor fasciae latae<br />

M. glutaeus max.<br />

M. glutaeus min.<br />

M. piriformis<br />

M. obturatorius internus<br />

Innenrotation (e) 30°-45° - Mm. glutaeus med/min (vord. Fasern)<br />

M. tensor fasciae latae<br />

M. adductor magnus<br />

Außenrotation (f) 45°-60° - M. glutaeus max.<br />

M. quadratus femoris<br />

M. obturat. int<br />

Mm. glut. med. u. min.<br />

M. iliopsoas<br />

M. piriformis<br />

Eine relativ vollständige Darstellung der Hüftkontaktkräfte, die bei unterschiedlichen Haltungen<br />

und Bewegungen wirken, werden von BERGMANN (1989) präsentiert. Bezogen in Prozent auf das<br />

Körpergewicht wurden u. a. folgende Werte ermittelt: Im aufrechten Stand auf zwei Beinen 80 %,<br />

im Einbeinstand 300 %, beim Gehen mit einer Geschwindigkeit von 4 km/h 400 % und beim<br />

Treppensteigen 350 %, wobei die Belastung beim Hochsteigen geringer war, als beim<br />

Runtersteigen (BERGMANN ET AL 1998).<br />

84


6.3.5. Quantitative Daten der eingescannten Beckenknochen<br />

Tab. 47: Gewicht und Längendistanzen des Sakrums und des Os coxa<br />

Becken Os sacrum Os coxa<br />

Gewicht 138,1 gr 308,8 gr<br />

Länge 12,39 cm<br />

25,50 cm<br />

( Frontal)<br />

Tub IS-Chr Il)<br />

Prox Breite (lat-med) 12,80 cm<br />

Prox Tiefe (vent-dors) 5,70 cm<br />

85


6.4. Bewegungseinheit Knie:<br />

6.4.1. Funktionelle Struktur<br />

Im Normalfall liegen die drei großen Gelenke der unteren Extremität liegen<br />

auf der Mikulicz-Linie, der mechanischen Längsachse bzw. Traglinie des<br />

Beines (KAPANDJI 1999, NIETHARD U. PFEIL 1998). Sie verbindet den<br />

Hüftkopf mit der Mitte der Kniescheibe und mit dem Kahnbein. Während<br />

beim Tibiaschaft anatomische und mechanische Achse übereinstimmen,<br />

weicht die Schaftachse des Femurs deutlich von der Traglinie ab Die<br />

Schaftachsen von Femur und Tibia bilden im Kniegelenk einen nach außen<br />

offenen Winkel von 175° (Femorotibialwinkel). Der Neigungswinkel der<br />

Femurschaftachse beträgt gegenüber einer durch den Kniespalt gelegenen<br />

Horizontalen 81°-82°. Seitlich betrachtet geht das Körperlot durch den<br />

Trochanterpunkt, die Mitte des lateralen Kniegelenkspaltes und etwas vor<br />

den lateralen Knöchel (KLEIN-VOGELBACH 1999, TILLMANN 1998).<br />

Abb. 50: Traglinie der unteren<br />

Extremität<br />

(TILL-MANN1998)<br />

Oberschenkel und Unterschenkel sind gegeneinander verdreht. Der Antetorsionswinkel des Femurs<br />

beträgt normal etwa 12°, der Retrotorsionswinkel des Unterschenkels in etwa 23°. Dadurch wird<br />

die anatomische Längsachse des Fußes um 11° nach außen gerichtet (BAUMGARTNER 1986,<br />

DEBRUNNER 1975).<br />

Abb. 51: Kniegelenk (KÖRPERMODELL 2004)<br />

Die das Kniegelenk bildenden Knochenelemente sind<br />

Femur, Tibia und Patella. Funktionell-anatomisch<br />

können in der Kniegelenkhöhle zwei Teilgelenke, das<br />

Femoropatellar- und das Femorotibialgelenk<br />

unterschieden werden. Beide Gelenke bilden eine<br />

Einheit, da ihre Bewegungen kinematisch miteinander<br />

gekoppelt sind. (TILLMANN 1998, WINKEL 1990).<br />

Extension und Flexion sind die Hauptbewegungen im<br />

Kniegelenk, die Außen- und Innenrotation sind nur in<br />

Flexion möglich, ausgenommen die Schlussrotation in<br />

Extension (KAPANDJI 1995).<br />

86


Tab. 48: Bewegungsausmaße im Kniegelenk (KAPANDJI 1995, WINKEL 1995)<br />

Passiv Aktiv<br />

Extension 5°-10° 0°<br />

Flexion 160° 140°<br />

Außenrotation in (FLEX) > 40° 40°<br />

Innenrotation in (FLEX)<br />

Schlußrotation (in EXT)<br />

> 30° 30°<br />

6.4.2. Femoropatellargelenk:<br />

Die Kniescheibe liegt mit ihrer firstförmigen Gelenkfläche zwischen den Femurkondylen und ist<br />

vollständig in die Statik und Dynamik des Kniegelenkes integriert, da sie über die Sehne des M.<br />

Quadrizeps und den Reservestreckapparat an das Femur und mit dem Lig. Patellae an die Tibia<br />

gekoppelt ist. (KAPANDJI 1995). Ihre Funktion ist die Erhöhung des Drehmoments des M.<br />

Quadrizeps durch Vergrößerung des Hebelarmes. Der retropatellare Knorpel hat eine Dicke von 7-<br />

9 mm, Ausdruck für die hohen, bis zu 3000 N betragenden Druckkräfte, die in diesem Gelenk<br />

wirken (TILLMANN 1998, TITTEL 1994). Mit der Kniegelenkkapsel, in die sie integriert ist bildet sie<br />

eine funktionelle Einheit (WINKEL 1995).<br />

Die Bewegung der Patella ist komplex und beträgt in vertikaler Richtung ca. 8 cm (KAPANDJI<br />

1995, TILLMANN 1998). Für die Kraftaufnahme steht an der Patella nur ein Teil der Gelenkfläche<br />

<strong>zur</strong> Verfügung:<br />

Abb. 52: Integration der Patella in die Kniegelenkkapsel (KAPANDJI 1990)<br />

87


Tab. 49: Kontaktfläche und Lokalisation zwischen Patella und Femur (nach TILLMANN 1998,<br />

WINKEL 1995)<br />

Gelenkposition Kontaktfläche Lokalisation<br />

30° 2,8 cm²<br />

45°-90° 3,2-3,4 cm² mittlere zentrale proximale Zone<br />

120° 4,1 cm² seitliche Abschnitte<br />

Abb. 53: Belastung des Femoropatellargelenkes: Die Patella vergrößert den Abstand zwischen der<br />

Zugwirkung von Muskel (M) und Sehne (P) und dem Drehzentrum. Der Anpressdruck (R)<br />

hängt bei den gegebenen Kräften von Muskel und Sehne von der Kniestellung ab<br />

(TILLMANN 1998).<br />

6.4.3. Femorotibial-Gelenk<br />

Das Femorotibialgelenk ist ein transportables Dreh-Schaniergelenk. Die Krümmungsradien der<br />

Femurcondylen und der korrespondierenden Gelenkflächen der Tibia sind nicht inkongruent, es<br />

handelt sich dabei um ein kraftschlüssiges Gelenk. Die Inkongruenz der Gelenkflächen von Femur<br />

und Tibia werden durch eingelagerte, transportable Gelenkflächen ausgeglichen. Menisci bestehen<br />

aus Faserknorpel, der mediale ist halbmondförmig, der laterale sichelförmig, beide zusammen im<br />

Querschnitt keilförmig. Über Bänder sind sie am Tibiaplateau fixiert, außerdem ist der mediale<br />

über das Innenband mit der Kapsel verankert (KAPANDJI 1999, MENSCHIK 1987, TILLMANN 1998).<br />

Neben der wesentlichen Funktion als verformbare und bewegliche Gelenkpfannen kommen den<br />

Menisci folgende Funktionen zu:<br />

- Übertragung von Druckkräften vom Femur auf die Tibia<br />

- Vergrößerung der femorotibialen Gelenkfläche<br />

- Stoßdämpfer<br />

- Hemmschuhwirkung (Begrenzung von Hyperflexion und Hyperextension<br />

- Erhöhung der Kniestabilität (KAPANDJI 1995, TILLMANN 1998)<br />

88


Tab. 50: Gelenkkontaktflächen zwischen Femur und Tibia (TILLMANN 1998)<br />

Kontaktfläche Femur auf Tibia mit Menisci ohne Menisci<br />

Extension: -5° 20 cm² 12,5 cm²<br />

Flexion 45° 14 cm² 9 cm²<br />

Flexion 75° 12,5 cm² 7,5 cm²<br />

Die Menisken verschieben sich bei jeder Bewegung des Kniegelenkes. Die Verlagerung erfolgt<br />

aktiv und passiv. Bei Knieflexion gleiten die Menisken auf dem Tibiaplateau nach posterior, der<br />

mediale etwa um 6 mm, der laterale um 12 mm (LEHNARD 1995), bei Extension nach anterior, der<br />

laterale wieder doppelt so viel wie der mediale. Bei Außenrotation gleitet der mediale Meniskus<br />

nach posterior und der laterale nach anterior, bei der Innenrotation schiebt sich der mediale<br />

Meniscus nach anterior und der laterale nach posterior (TILLMANN 1998, WINKEL 1995).<br />

MOW ET AL. (1990) ermittelte an normalen Erwachsenen unterschiedliche Elastizitätsmodule<br />

innerhalb der Menisken:<br />

Abb. 54: Elastizitätsmodule in unterschiedlichen Meniskusregionen (MOW ET AL. 1990)<br />

6.4.4. Bänder des Kniegelenkes<br />

Die Bänder und Sehnen der Kniegelenksmuskulatur schließen sich zu einem Verstärkungssystem<br />

des Gelenkes zusammen. Auf der Vorderseite liegt der Reservestreckapparat, die Patellasehne und<br />

die meniskopatellaren Bändern, seitlich stabilisieren die Kollateralbänder, in den hinteren Anteil<br />

der Kapsel strahlen die Sehnen der dort verlaufenden Muskeln ein und zenral liegen die<br />

Kreuzbänder (KAPANDJI 1997, TILLMANN 1998). Kollateralbänder und Kreuzbänder bilden<br />

funktionell eine kinematische Einheit.<br />

89


Tab. 51: Quantitative Daten der Kniegelenkbänder (nach KAPANDJI 1999, MENSCHIK 1987,<br />

TILLMANN 1998)<br />

Innenband Außenband Vorderes X-Band Hinteres X-Band<br />

Länge 9-12 cm 5-7 cm 1,85 – 3,25 cm<br />

(Faserbündel<br />

ungleicher Länge<br />

0,85 – 2,25 cm<br />

Breite 2 – 3 cm in<br />

Gelenkspalthöhe<br />

-<br />

Verlauf Epicond. med.<br />

Epicond. lat. dorsal-prox an med. Ventral-prox. an lat.<br />

fem.→med Tibiakante fem.→Fibularkopf; Fläche des lat<br />

Fläche des medialen<br />

(prox.-post.→distal-ant: (prox.-ant.→dis.- Femurcondylus→ventral Femurcondylus→dorsal-<br />

entsprechend dem post.:entsprechend medial <strong>zur</strong> Area<br />

distal-lateral <strong>zur</strong> Area<br />

Verlauf des Vord. X- dem Verlauf des intercondylaris<br />

intercondylaris<br />

Bandes); 1/3 des hinteren X-Bandes)<br />

Ansatzfläche ca. 15x25<br />

Verlaufes liegt prox des<br />

Gelenkspaltes, 2/3<br />

distal.<br />

mm²<br />

Zugfestigkeit<br />

150 kp/cm² 276 kp/cm²<br />

Dehnbarkeit<br />

12,5 % 19 %<br />

Durch-<br />

15 mm (in sich Etwa bleistiftdick<br />

messer<br />

torquiert)<br />

(in sich torquier)t<br />

Die Seitenbänder stabilisieren das Kniegelenk in der Frontalebene, in Außenrotation und Extension<br />

sind sie maximal angespannt. Das mediale Seitenband besteht aus zwei Anteilen: der Pars menisci<br />

verläuft in einem schrägen Winkel von etwa 150° bis 170° nach dorsal zum Gelenkspalt und ist<br />

dort mit dem medialen Mensicus verwachsen. Der Pars tibialis verläuft <strong>zur</strong> Tibia und setzt in einem<br />

schrägen Ansatz am Margo tibialis in einem Faserwinkel zum Schaft von 15° bis 20° an<br />

(KAPANDJI 1999, MENSCHIK 1987, TILLMANN 1998).<br />

Die Kreuzbänder sind das Steuersystem des Kniegelenkes und als zentrale passive<br />

Führungselemente verantwortlich für das Zustandekommen des physiologischen Roll-<br />

Gleitmechanismus. Sie stabilisieren das Kniegelenk in der Sagittalebene. In Extension liegt das<br />

vordere Kreuzband maximal angespannt am First der Fossa intercondylaris und begrenzt die<br />

Gleitrichtung der Tibia nach anterior. Das hintere Kreuzband ist die stärkste ligamentäre Struktur<br />

des Kniegelenkes und sichert die Gleitrichtung der Tibia nach dorsal. In 90° Flexion ist es maximal<br />

angespannt (KAPANDJI 1999, MENSCHIK 1987, PLATZER 1991, TILLMANN 1998). Bei Innenrotation<br />

wickeln sich die Bänder umeinander, bei Außenrotation drehen sie sich auseinander (PLATZER<br />

1991).<br />

90


Abb. 55: Kreuzbänder in Neutral-0-Position, in Innenrotation und Außenrotation (BETZ 2001)<br />

Beide Bänder sind in ihrem hinteren Anteil so miteinander verwunden, dass die lateralen Fasern<br />

des vorderen Kreuzbandes zu dorsalen werden. Die synoviale Membran überzieht die Kreuzbänder<br />

nur in ihrem ventralen Bereich, die Bänder liegen ausserhalb der Gelenkkapsel (KAPANDJI 1999,<br />

MENSCHIK 1987, TILLMANN 1998).<br />

6.4.5. Kinematik der Kniegelenkbewegung:<br />

Die Kinematik des Kniegelenkes ist komplex. Drei Knochenteile bewegen sich ohne Formschluss;<br />

je nach Kniewinkel verlagert sich das Momentandrehzentrum; bei der Interaktion von Femur und<br />

Tibia handelt es sich um ein Rollen (1mm) und Gleiten (4mm) (MENSCHIK 1987);<br />

Femuroberfläche und Patella erfahren eine Abstandsänderung und schließlich die Hebelwirkung<br />

der Patella, die während der Bewegung ihre Position ändert (WANK 2000). Die Bewegungen des<br />

Kniegelenkes sind in zahlreichen Modellen beschrieben worden, die mechanischen Vorstellungen<br />

von MENSCHIK und KAPANDJI sind am häufigsten zitiert (KAPANDJI 1999, MENSCHNIK 1987,<br />

WINKEL 1995). Diese Modelle gehen von einem System mit vier Achsen aus. Die Einschränkungen<br />

dieser Modelle sind, dass die Kreuzbänder anatomisch nicht linear und ihr Ansatz nicht punktuell<br />

ist (WINKEL 1995).<br />

Abb. 56: Kinematische Kette der Bänder des Kniegelenkes bei 60°, 180° und 90°: Kreuzbänder<br />

(rot); Kollateralbänder (grün) (TILLMANN 1998).<br />

91


Durch die unterschiedliche Größe der Femurkondylen in anterior-posteriorer Richtung muß der<br />

mediale Kondylus nach einer Rollbewegung von etwa 15° zu gleiten beginnen, der laterale nach ca.<br />

25°. Das normale Verhältnis von Rollen und Gleiten ist bei beiden Femurkondylen gleich,<br />

entsprechend den Flexionsphasen beträgt das Verhältnis zwischen Rollen und Gleiten zu Beginn<br />

etwa. 1:2 und zum Ende 1:4 (WINKEL 1995). Die Bewegungsachse für Flexion und Extension<br />

verläuft transversal. Aufgrund der Form der Gelenkpartner und der Anordnung der Ligamente und<br />

der daraus folgenden Kinematik gibt es keinen festen Drehpunkt. Der augenblickliche Drehpunkt<br />

entspricht in der Sagittalebene der Überkreuzungstelle der Kreuzbänder. Bei Punktum stabile am<br />

Femur verläuft die Drehachse auf der Rastpolkurve, bei Punktum stabile der Tibia auf der<br />

sogenannten Gangpolkurve (MENSCHIK 1987, TILLMANN 1998, WINKEL 1995).<br />

6.4.6. Muskeln des Kniegelenkes<br />

Der Hauptteil der Flexoren des Kniegelenkes verlaufen spiralig und mehrgelenkig. Sie ziehen<br />

zusätzlich über das Hüft- oder Fußgelenk. Der Hauptteil der Strecker verläuft axial und<br />

eingelenkig, mit Ausnahme des M. rectus femoris. Durch ihren anatomischen Verlauf koordinieren<br />

die mehrgelenkigen Muskeln die funktionell wichtigen Rotationen der Knochenelemente während<br />

Beugung und Streckung im Kniegelenk: die Außenrotation des Femurs und die Innenrotation der<br />

Tibia. Die axial verlaufenden Muskeln dienen primär der kraftvollen Streckung und Beugung,<br />

wobei die Kraftentfaltung der Streckmuskulatur im Vergleich <strong>zur</strong> Beugemuskulatur stärker ist.<br />

(BETZ 2001, PLATZER 1991, WINKEL 1995). Muskelquerschnitte und Muskelvolumen der<br />

Kniegelenksmuskeln können der Tabelle 56 entnommen werden, Sehnenlängen der Tabelle 16.<br />

Tab. 52: Bewegungen des Kniegelenkes mit Muskeln (nach PLATZER 1991, WINKEL 1995)<br />

Extension (a) Flexion (b)<br />

• M. quadrizeps femoris<br />

• M. tensor fasciae latea (für die letzten ca. 30°)<br />

• M. semimembranosus<br />

• M. semitendinosus<br />

• M. sartorius<br />

• M. gracilis<br />

• M. biceps femoris<br />

• M. gastrocnemius<br />

• M. tensor fasciae latae (ab ca. 30°)<br />

• M. popliteus<br />

Außenrotation ca. 40° (Knie gebeugt) (c) Innerotation 20° (Knie gebeugt)<br />

• M. biceps femoris<br />

• M. tensor fasciae latae<br />

• M. semimembranosus<br />

• M. semitendinosus<br />

• M. gracilis<br />

• M. sartorius<br />

• M. popliteus<br />

92


Tab. 53: Festigkeitseigenschaften einiger Bänder und Sehnen des Kniegelenks (ARNOLD 1974 (4),<br />

BUTLER ET AL.1984 (1), BURSTEIN U. WRIGHT 1997 (2), WILLIAMS U. LISSNER 1992 (3)).<br />

Sehnen und Ligamente E-Modul (MPa) Zugfestigkeit (MPa) Dehnungsrate bei max<br />

Zugfestigkeit in %<br />

M. gracillis 612,8 MPa 111,5 26,7<br />

M. semitendinosus 362,2 MPa 88,5 33,2<br />

Patellarsehne zentral: 305,5 (1)<br />

medial: 361,3 (1)<br />

400 Mpa (2)<br />

58,3 (1)<br />

56,7 (1)<br />

26,5<br />

24,2<br />

Faszia lata 397,5 (1) 78,7 (1) 27,0 (1)<br />

Lig. cruciatum ant 37,8 (3) 23-35,8 % (3)<br />

6.4.6. Belastungen des Kniegelenkes:<br />

Belastungsmessungen in vivo erweisen sich als sehr schwierig. Es ist zwischen statischer und<br />

dynamischer Belastung zu unterscheiden. FRANKEL ET AL. (1984) ermitteln eine statische<br />

Belastung des Tibiaplateaus beim Treppensteigen von etwa des vierfachen des Körpergewichtes.<br />

Beim Laufen ermittelte MORRISON (1970) eine dynamische Belastung von etwa des zwei- bis<br />

dreifachen des Körpergewichtes (FRANKEL ET AL. 1984, MORRISON 1970, WINKEL 1995).<br />

6.5. Bewegungseinheit Fuß<br />

6.5.1. Funktionelle Struktur<br />

Im Stehen wird das Teilkörpergewicht im oberen Sprunggelenk über den Talus auf den Vorfuß und<br />

den Rückfuß übertragen. Das Schwerpunktlot liegt bei aufrechter Haltung in der Mitte der<br />

Unterstützungsfläche. Die günstigste Fußstellung für die Projektion des Schwerpunktlots und die<br />

Stabilisierung des Körpers ergibt sich, wenn die medialen Fußränder einen nach vorn offenen<br />

Winkel von ca. 30° bilden (BETZ 2002, TILLMANN 1998). Die Neutral-0-Stellung ist eingenommen,<br />

wenn die Fußsohle rechtwinkelig zum Unterschenkelschaft steht und die anatomische<br />

Fußlängsachse durch den zweiten Mittelfußknochen geht (KAPANDJI 1995).<br />

Abb. 57: Spiralform des Fußes (BETZ 2002)<br />

93


6.5.2. Fußgewölbe<br />

Die Architektur des Fußes weist eine Spiralform auf, die eine Gewölbekonstruktion mit Quer und<br />

Längsgewölbe bildet, und eine homogene Belastungsverteilung bei hoher Stabilität gewährleistet.<br />

Die Fußwölbungen haben Stoßdämpferfunktion. Der höchste Punkt des medialen Längsgewölbes<br />

ist das Os navikulare, es repräsentiert den Schlussstein und liegt ca. 8-15 mm über dem Boden, das<br />

laterale Längsgewölbe hat seinen höchsten Punkt im Os cuboid mit etwa 3-5 mm (BETZ 2002,<br />

LEHNARD 1995).<br />

Abb. 58: Vorderer Bogen des Fußgewölbes, Winkel der Metatarsalknochen I-V zum Untergrund<br />

(KAPANDJI 1999)<br />

Die Form des Fußgewölbes ist länglich, der Scheitelpunkt des Gewölbes ist nach hinten verlagert.<br />

Vom Talus ausgehend verteilt sich die Last auf die drei Eckpunkte der Unterstützungsfläche. Wird<br />

der Talus mit insgesamt 6 kg belastet, so fallen 1 kg auf den anterolateralen Teil, 2 kg auf den<br />

anteromedialen Bereich und 3 kg auf den posterioren Teil (Ferse) (KAPANDJI 1995, WINKEL 1995).<br />

Das auf dem Vorfuß und Rückfuß lastende Teilkörpergewicht hat die Tendenz, die Auflageflächen<br />

der Fußwölbungen auseinander zu drücken. Die Abflachung der Fußwölbungen wird durch die, als<br />

Gegenkraft wirkende Zugverspannung von Muskeln und Bändern verhindert. Die das<br />

Längsgewölbe erhaltenden Strukturen sind das Pfannenband (s. u.), das Lig. plantare longum und<br />

die Plantaraponeurose.<br />

Abb. 59: Verspannungssystem des Längsgewölbes, Pfannenband (C), Lig. Plantare long. (b)<br />

Plantaraponeurose (a) (TILLMANN 1998)<br />

94


Der quere Bogen erstreckt sich vom Caput des Os metatarsale I, Höhe vom Boden 6 mm und<br />

Winkel des Knochens zum Boden von 18°-25°, zum Caput des Os metatarsale V. Am zweiten<br />

Strahl (Os metatarsale II) liegt mit 9 mm der höchste Punkt des queren Fußgewölbes (15°), das<br />

Caput des Os metatarsale III mit 8,5 mm und 10°, Os metatarsale IV, 7 mm und 8° und Os<br />

metatarsale V mit 5 mm und 5° (KAPANDJI 1995). Zur Verspannung des Quergewölbes tragen die,<br />

einem Steigbügel ähnelnden Querkomponenten des M. peroneus longus und der M. tibialis<br />

posterior bei (WINKEL 1995).<br />

Abb. 60: Bewegungseinheit Fuß (KÖRPERMODELL 2004)<br />

6.5.3. Fußgelenke<br />

Funktionell-biomechanisch ist die Verbindung Unterschenkel und Fuß ein kompliziertes<br />

Gelenksystem, dass aus den talokruralen Gelenk (OSG), dem subtalaren (USG) sowie den<br />

Verbindungen zwischen Calcaneus und Os cuboideum (lateral) und zwischen dem Talus, Os<br />

naviculare und den transversalen Tarsalgelenken besteht (WINKEL 1995).<br />

Das obere Sprunggelenk wird gebildet aus dem distalen Tibia- und Fibulaende, verbunden über das<br />

Lig. tibiofibulare ant. inf. und der Gelenkrolle des Talus. Der Form nach ist das OSG ein<br />

Scharniergelenk, das über eine gute Knochen und Bandführung verfügt. Kinematisch sind die<br />

Bewegungen allerdings keine reinen Scharnierbewegungen, da die Dorsalextension (20°-30°) und<br />

Plantarflexion (30°-50°) mit geringen Rotationsbewegungen des Talus kombiniert sind (BETZ<br />

2002, KAPANDJI 1999, TILLMANN 1998). Die Bewegungsachse verläuft annähernd transversal und<br />

zieht von der Spitze des medialen <strong>zur</strong> Spitze des lateralen Malleolus (WINKEL 1995).<br />

Im unteren Sprunggelenk (USG) sind der Talus, Calcaneus und das Os naviculare verbunden in<br />

Form zweier eigenständiger Gelenke. Das hintere Gelenke des unteren Sprunggelenkes ist das Art.<br />

subtalaris und wird gebildet aus den Gelenkflächen des Talus und des Calcaneus. In dem vorderen<br />

95


Gelenk artikulieren der Talus, der Calcaneus, das Os naviculare, sowie das Pfannenband Lig.<br />

calcaneonaviculare plantare. Vordere und hintere Kammer des USG bilden eine funktionelle<br />

Einheit und stellen ein kombiniertes Zapfen-Kugelgelenk dar. Die Bewegungsachse verläuft vom<br />

lateralen, plantaren Bereich des Tuber calcanei schräg nach medial-dorsal durch den Talushals. Die<br />

Achse weicht um etwa 40° von der Horizontalebene und um etwa 23° von der Sagittalachse ab.<br />

Aufgrund der Bandverbindungen des oberen, unteren Sprunggelenkes und des<br />

Calcaneocuboidgelenk bilden die Gelenke eine kinematische Kette, bei der alle Bewegungen<br />

zwangsläufig miteinander gekoppelt sind. Möglich ist die Inversion (Plantarflexion-Adduktion-<br />

Supination) und Eversion (Dorsalextension-Abduktion-Pronation) (WINKEL 1995).<br />

Die Gesamtheit der Gelenke der Fußwurzel hat den Charakter eines dreiachsigen Gelenkes, das<br />

dem Fuß erlaubt, jede beliebige Stellung im Raum einzunehmen. Die drei Hauptachsen des<br />

Fußwurzelgelenkkomplexes schneiden sich annähernd im Bereich des Tarsus im Sinus tarsalis<br />

(KAPANDJI 1995, TILLMANN 1998).<br />

Tab. 54: Gelenke des Fußes (LEHNARD 1998, TILLMANN 1998, WINKEL 1995).<br />

Gelenke Gelenkform Bewegungen<br />

Art. tarso transversa<br />

(Art. talonaviculare<br />

Kugelgelenk<br />

Art. calcaneocuboid) Sattelgelenk<br />

Art. tarsometatarsale planes Gelenk<br />

Amphiarthrose<br />

Drehbewegungen zwischen Vor- und<br />

Rückfuß: Eversion 15°; Inversion 35°<br />

translatorische Bewegungen<br />

Art. tarsometatarsale I Extension und Flexion der Großzehe<br />

Art. intermetatarsale plane Gelenke Unterstützung von Pro- und<br />

Amphiarthrosen Supination<br />

Art. metatarsophalangea anatomisch<br />

Flexion/Extension+ Ab- und<br />

Ellipsoidgelenk Adduktion<br />

funktionell:<br />

Ext: 50°-60° (aktiv); 90° passiv<br />

Scharniergelenk Flex: 30°-40°(aktiv); 50° passiv<br />

Art. metatarsophalangea I anatomisch<br />

Ellipsoidgelenk<br />

funktionell:<br />

Scharniergelenk<br />

Ext: 70° Flexion 45°<br />

Art. interphal.prox, med, dis Scharniergelenke Extension 30°-35°; Flexion 60°<br />

IP I: Flexion 80°<br />

6.5.4. Kapsel-Band-Apparat<br />

Am Fuß gibt es einen komplexen Kapsel-Band-Apparat. Die Bänder stellen<br />

Kapselverstärkungszügel dar, d. h. sie sind in die Gelenkkapsel integriert. Die talofibularen,<br />

tibiotalaren und tibionavicularen Bänder sichern das obere Sprunggelenk in Flexionsstellung. Die<br />

calcaneofibularen und tibiocalcanearen Bänder stabilisieren den Fuß in der Frontalebene. Die<br />

hinteren talofibularen und tibiotalaren Bänder sind nicht nur in maximaler Dorsalextension<br />

96


angespannt sondern werden durch die Gewichtskraft auf Zug gebracht. Dadurch wird das<br />

Fußgelenk stabilisiert (BETZ 2002, LEHNARD 1995).<br />

Abb. 61: Stabilisierung des Fußgelenkes durch die Zugspannung der Bänder, Ansicht von dorsal<br />

(BETZ 2002)<br />

KOMI et al (1990) untersuchten in vivo die Belastungen der Achillessehne bei normalen<br />

Bewegungen wie Gehen, Laufen, Springen und Radfahren. Dazu wurde für 2-3 Stunden ein<br />

Spannungsmesser unter Lokalanästhesie implantiert und der Sehnenquerschnitt via CT bestimmt.<br />

Die Belastung der Achillessehen betrug bei Bewegungen bis zu 9 KN, was dem 12,5 fachen des<br />

Körpergewichtes entspricht oder, bezogen auf den Sehnenquerschnitt, 11100 N/cm² (KOMI et al.<br />

1990).<br />

Tab. 55: Festigkeitseigenschaften einiger Bänder und Sehnen des Fußes (ARNOLD (4), WILLIAMS<br />

U. LISSNER 1992 (3)).<br />

Sehnen und Ligamente E-Modul (MPa) Zugfestigkeit (MPa) Dehnungsrate bei max<br />

Zugfestigkeit in %<br />

Achillessehne 34-55 MPa (3)<br />

Sehne M. ext. hal. Long. 97,12 N/mm² (4)<br />

97


6.5.5. Muskelquerschnitte und Muskelvolumen der unteren Extremität<br />

Mit Hilfe der Magnetresonanztomographie hat VORONOV (2003) nach Erfassung der<br />

antopometrischen Daten die anatomischen Maße (maximaler. antomischer Querschnitt und<br />

Volumen) der Muskeln des unteren Rumpfes, der Oberschenkel und der Unterschenkel ermittelt.<br />

Untersucht wurden 19 Sportler im Alter zwischen 19-35 Jahren mit einem durchschnittlichen<br />

Körpergewicht von 72,6 kg und einer Körpergröße von 175,2 cm. Die Oberschenkellänge beträgt<br />

51,4 cm, die Unterschenkellänge 39,3 cm. Der Extremitätenumfang wurde proximal, mittig und<br />

distal gemessen:<br />

• Oberschenkel (55,7; 51,5; 40,2 cm)<br />

• Unterschenkel (34,2; 31,2; 23,3 cm ) (VORONOV 2003)<br />

Tab. 56: Querschnitte und Volumen der Muskeln der unteren Extremität (VORONOV 2003)<br />

Muskeln Querschnitt Volumen<br />

M glutaeus max 145 cm² (+/- 34,3) 939,7 cm³<br />

M glutaeus med 36,3 cm² (+/- 6,9) 359,7 cm³<br />

M glutaeus min 17,2 cm² (+/- 4,8) 112,6 cm³<br />

M tensor fascia lata 7,3 cm² (+/- 3,8) 77,0 cm³<br />

Mm vasti 64,7 cm² (+/- 9,9) 1505,6 cm³<br />

M rectus femoris 15,3 cm² (+/- 2,9) 270,6 cm³<br />

M sartorius 4,6 cm² (+/- 1,3) 125,7 cm³<br />

M gracilis 5,5 cm² (+/- 1,0) 96,7 cm³<br />

Mm adductores 62,6 cm² (+/- 12,2) 937,7 cm³<br />

M biceps cl. 13.4 cm² (+/- 3,0) 184,0 cm³<br />

M biceps c.b. 7,2 cm² (+/- 2,4) 89,9 cm³<br />

M semimembranosus 15,9 cm² (+/- 4,8) 243,6 cm³<br />

M semitendinosus 11,7 cm² (+/- 3,1) 157,1 cm³<br />

M gastrocnemius lat 13,9 cm² (+/- 3,3) 158,3 cm³<br />

M gastrocnemius med 18,4 cm² (+/- 4,1) 277,7 cm³<br />

M soleus 34,4 cm² (+/- 6,6) 551,7 cm³<br />

Mm flexores (M flex.hal.l, M 2,6 cm² (+/- 1,0) 187,2 cm³<br />

flex.dig.lon)<br />

M tibialis posterior 4,7 cm² (+/- 1,2) ---<br />

M tibialis anterior 12,6 cm² (+/- 2,6) 221,0 cm³<br />

Mm peronei 5,1 cm² (+/- 1,5) 126,9 cm³<br />

Mm extensores (M ext.dig lon, ---<br />

M ext.hal.lon.)<br />

73,7 cm³<br />

Längenangaben von Muskeln der unteren Extremität und ihren dazugehörigen Sehnen, sowie der<br />

Sehnenquerschnitte können der Tabelle 16 entnommen werden.<br />

98


Abb. 62: Bewegungen des Fußes und ausführende Muskeln (TILLMANN 1998)<br />

99


6.5.6. Quantitative Daten der eingescannten Knochen der unteren Extremität<br />

Tab. 57: Röhrenknochen der unteren Extremität, Teil I<br />

Untere Extremität Femur Tibia Fibula Os metat.I Os metat.II<br />

Gewicht 597,0 gr 359,0 gr 73,1 gr 17,5 gr 11,9 gr<br />

Länge 53,3 cm 44,6 cm 43,5 cm 7,32 cm 9,14 cm<br />

Prox Breite (lat-med) 11,27 cm 8,42 cm 2,61 cm 2,24 cm 2,10 cm<br />

Prox Tiefe (vent-dors) 4,98 cm 6,43 cm 3,21 cm 3,31 cm 2,39 cm<br />

Dis Breite (lat-med) 8,38 cm 5,12 cm 2,24 cm 2,61 cm 1,33 cm<br />

Dis Tiefe (vent-dors) 6,94/7,42 4,31 cm 3,27 cm 2,56 cm 2,00 cm<br />

Umfang 9,7 cm 8,9 cm 5,5 cm 5,1 cm 3,7 cm<br />

Tab. 58: Röhrenknochen der unteren Extremität, Teil II<br />

Untere Extremität Os metat.III Os metat.IV Os metat.V Phal prox I Phal dis I<br />

Gewicht 8,6 gr 8,5 gr 9,9 gr 5,5 gr 2,3 gr<br />

Länge 8,47 cm 8,30 cm 8,57 cm 3,94 cm 3,12 cm<br />

Prox Breite (lat-med) 1,70 cm 1,24 cm 2,20 cm 2,30 cm 2,25 cm<br />

Prox Tiefe (vent-dors) 2,28 cm 2,04 cm 1,46 cm 1,66 cm 1,39 cm<br />

Dis Breite (lat-med) 1,17 cm 1,12 cm 1,10 cm 2,01 cm 1,39 cm<br />

Dis Tiefe (vent-dors) 1,83 cm 1,63 cm 1,49 cm 1,19 cm 0,73 cm<br />

Umfang 3,1 cm 3,00 cm 3,5 cm 3,6 cm<br />

Tab. 59: Röhrenknochen der unteren Extremität, Teil III<br />

Untere Extremität Phal prox II Phal med II Phal dis II Phal prox III Phal med III<br />

Gewicht 2,0 gr 0,56 gr 0,38 gr 1,5 gr 0,37 gr<br />

Länge 3,10 cm 1,32 cm 1,64 cm 3,31 cm 1,30 cm<br />

Prox Breite (lat-med) 1,24 cm 1,07 cm 0,9 cm 1,41 cm 1,08 cm<br />

Prox Tiefe (vent-dors) 1,25 cm 0,91 cm 0,88 cm 1,27 cm 0,90 cm<br />

Dis Breite (lat-med) 1,00 cm 0,93 cm 0,55 cm 1,05 cm 1,02 cm<br />

Dis Tiefe (vent-dors) 0,63 cm 0,63 cm 0,32 cm 0,71 cm 0,75 cm<br />

Umfang<br />

100


Tab. 60: Röhrenknochen der unteren Extremität, Teil IV<br />

Untere Extremität Phal dis III Phal prox IV Phal med IV Phal dis IV Phal pro. V<br />

Gewicht 0,31 gr 1,2 gr 0,27 gr 0,31 gr 1,2 gr<br />

Länge 1,02 cm 2,88 cm 0,91 cm 1,17 cm 2,59 cm<br />

Prox Br. (lat-med) 1,16 cm 1,21 cm 1,06 cm 1,05 cm 1,24 cm<br />

Prox Tiefe (ven-dor) 0,74 cm 1,09 cm 0,82 cm 0,79 cm 1,01 cm<br />

Dis Breite (lat-med) 0,9 cm 0,91 cm 0,89 cm 0,81 cm 0,89 cm<br />

Dis Tiefe (vent-dors) 0,54 cm 0,56 cm 0,59 cm 0,51 cm 0,61 cm<br />

Umfang<br />

Tab. 61: Röhrenknochen der Unteren Extremität, Teil V<br />

Untere Extremität Phal med V Phal dis V<br />

Gewicht 0,21 gr 0,20 gr<br />

Länge 0,8 cm 1,02 cm<br />

Prox Breite (lat-med) 1,00 cm 1,01 cm<br />

Prox Tiefe (vent-dors) 0,79 cm 0,72 cm<br />

Dis Breite (lat-med) 0,81cm 0,78 cm<br />

Dis Tiefe (vent-dors) 0,57 cm 0,46 cm<br />

Umfang<br />

Tab. 61: Knochen der Fußwurzel, Teil I<br />

Untere Extremität Talus Calcaneus Os navicul. Os cuboid Os cun. med<br />

Gewicht 41,9 gr 62,0 gr 11,9 gr 11,8 gr 9,4 gr<br />

Länge 7,03 cm 9,27 cm 2,50 cm 4,49 cm 3,15 cm<br />

Prox Breite (lat-med) 3,33 cm 3,60 cm 4,58 cm 3,17 cm 1,99 cm<br />

Prox Tiefe (vent-dors) 2,64 cm 3,68 cm 2,71 cm 2,85 cm 3,80 cm<br />

Dis Breite (lat-med) 3,61 cm 3,03 cm 2,88 cm 1,94 cm<br />

Dis Tiefe (vent-dors) 3,51 cm 3,10 cm 1,89 cm 2,80 cm<br />

Max Breite 4,85 cm 5,07 cm<br />

(Sust. tali)<br />

Tab. 62: Knochen der Fußwurzel, Teil II, sowie Patella<br />

Untere Extremität Os cun.imed Os cun lat Patella<br />

Gewicht 5,0 gr 5,5 gr 22,3 gr<br />

Länge<br />

2,11 cm 2,77 cm 4,83 cm<br />

(Frontal)<br />

Prox Breite (lat-med) 1,95 cm 1,53 cm 5,23 cm<br />

Prox Tiefe (vent-dors) 2,13 cm 2,12 cm 2,59 cm<br />

Dis Breite (lat-med) 1,52 cm 1,80 cm<br />

Dis Tiefe (vent-dors) 2,38 cm 2,54 cm<br />

Max Breite<br />

101


6.5.7. Übersicht über Materialeigenschaften von Knochen der unteren Extremität<br />

Die Knochen der unteren Extremität, insbesondere das Femur und die Tibia sind umfangreich auf<br />

ihre Materialeigenschaften, die als Grundlage für die Entwicklung von Endoprothesen verwendet<br />

werden, untersucht worden. Die folgende Tabelle gibt eine Übersicht über die<br />

Materialeigenschaften der Knochen sowie über die Autoren. Weitere Informationen, bezüglich der<br />

Untersuchungsmethodik, Probengröße und Belastungsraten können den Tabelle im Anhang<br />

entnommen werden.<br />

Tab. 63: Materialeigenschaften des Femurs<br />

Femur Festigkeit (N/mm²) E-Modul (N/mm²) Autor<br />

Compacta 115-209 10400-19300 SEDLIN U. HIRSCH 1966<br />

Compacta 89,7 – 228 76000-19000 MATHER 1967 (B)<br />

Compacta 152 13200 MATHER 1967 (A)<br />

Compacta 188-221 13400-16200 CURREY U. BUTLER 1975<br />

Compacta 17,8-315 1420-19400 KELLER ET AL. 1990<br />

Compacta 190 (Druck) 16400 REILLY U. BURSTEIN 1975<br />

Compacta 128 (Zug) 17300 REILLY U. BURSTEIN 1975<br />

Spong.: Femurkopf 8,78 77,36 POUMARAT SQUIRE 1993:<br />

Spong.: Dist. Femur medial: 7,4 medial: 191 WIXSON ET AL.1989<br />

lateral: 5,1<br />

lateral: 130<br />

Spong.: Prox. Femur 6,76 389,3 LOTZ 1990<br />

Femur ganz 129 17000 BURSTEIN U WRIGHT 1997<br />

Tab. 64: Materialeigenschaften der Tibia<br />

Tibia Festigkeit (N/mm²) E-Modul (N/mm²) Autor<br />

Compacta 143 (Zug) 18400 YAMADA 1970<br />

Compacta 162 (Druck) 18400 YAMADA 1970<br />

Compacta 90,2 (Zug) 17010 EVANS 1973<br />

Compacta 112,2 (Druck) 17010 EVANS 1973<br />

Compacta 162,43 19736 VINCENTELLI ET AL. 1985<br />

Compacta 133,1 18014 VINCENTELLI ET AL. 1985<br />

Spong.: Prox 3,0-6,7 227 WILLIAMS U. LEWIS 1982<br />

Spong.: Prox 5,96 428 ODGAARD ET AL. 1989<br />

Spong.: Prox 2,22 485 ROHL ET AL. 1991<br />

Spong.: Prox 2,54 483 ROHL ET AL. 1991<br />

Spong.: Prox 5,8 1217 Bachus et al 1991<br />

Spong.: Prox 5,8 1532 BACHUS ET AL. 1991<br />

Tibia ganz 179 14100 MATHER 1967<br />

Tibia ganz 147 20000 BURSTEIN U WRIGHT 1997<br />

102


Tab. 65: Materialeigenschaften der Fibula<br />

Fibula Festigkeit (N/mm²) E-Modul (N/mm²) Autor<br />

Compacta 149 (Zug) 18900 YAMADA 1970<br />

Compacta 125 (Druck) 18900 YAMADA 1970<br />

Compacta 102,1 (Zug) 15400 EVANS 1973<br />

Compacta 130,1 (Druck) 15400 EVANS 1973<br />

Compacta 82,3 23840 WERTHEIM 1847<br />

Tab. 66: Materialeigenschaften des Hüftbeins<br />

Os Coxa Festigkeit (N/mm²) E-Modul (N/mm²) Autor<br />

Spong. long.: 4,68<br />

trans.:2,58<br />

ap.: 3,31<br />

Spong. 5,8<br />

7,9<br />

long.: 287<br />

trans.: 123<br />

ap.: 173<br />

285<br />

405<br />

GOULET ET AL. 1989<br />

GEVERS ET AL. 1989<br />

Calcaneus Festigkeit (N/mm²) E-Modul (N/mm²) Autor<br />

Spong. 6,2<br />

460<br />

JENSEN ET AL. 1991<br />

6,5<br />

455<br />

2,3<br />

114<br />

103


6.6. Bewegungseinheit Schulter<br />

6.6.1. Funktionelle Struktur<br />

Stellungsflexibilität, dreidimensionale Präzision und Kraftentfaltung sind die Anforderung an den<br />

Schulterkomplex, der lediglich muskel- und bandgesichert ist. Morphologisch nehmen drei<br />

Gelenke eine Zentralstellung ein, das Akromioclaviculargelenk, das Sternoclaviculargelenk und<br />

das Glenohumeralgelenk mit dem subacromialen Nebengelenk. Eine Reihe anderer Verbindungen<br />

sind in die Bewegungen des Schulterkomplexes mit einbezogen: Das skapulothorakale Gleitlager,<br />

die Hals- und Brustwirbelsäule und die Verbindungen der Brustwirbelsäule mit den ersten drei<br />

Rippen (BETZ 2002, ECHTERMEYER 1996, WINKEL 1995). Im Folgenden werden die Bedeutung<br />

des Schulterblattes und die Gelenke des Schulterkomplexes kurz dargestellt.<br />

6.6.2. Position und Bewegung des Schulterblattes<br />

Das Schulterblatt liegt auf dem dorsalen Brustkorb in einer muskulären Verschiebeschicht, die vom<br />

M. serratus anterior und von M. subscapularis gebildet wird. Mit der Frontalebene bildet es einen<br />

Winkel von 30°, mit dem Schlüsselbein ist es in einem Winkel von ca. 60° verbunden (KLEIN-<br />

VOGELBACH 1999, TILLMANN 1998)<br />

Abb. 63: Position der Skapula auf dem Thorax (KLEIN-VOGELBACH 1999).<br />

In Bezug auf die Dornfortsätze der Wirbelkörper liegt der obere Winkel des Schulterblattes auf<br />

Höhe des BWK 1, der untere Winkel auf Höhe von BWK 8 und das mediale Ende der Spina<br />

Scapulae auf Höhe des BWK 3. Die mediale Kante des Schulterblattes liegt parallel <strong>zur</strong><br />

Wirbelsäule 5-6 cm entfernt (KAPANDJI 1990, TILLMANN 1998, WINKEL 1995).<br />

Das Schulterblatt ist nach allen Seiten durch Muskeln mit dem Stamm verbunden. Die Muskeln<br />

ziehen in zwei schrägen und einer horizontalen Schlinge über das Schulterblatt (BETZ 2002). Die<br />

horizontale Schlinge besteht aus dem M. trapezius pars transversus und dem M. subclavius, die<br />

erste schräge Schlinge wird gebildet vom M. pectoralis minor und dem M. trapezius pars<br />

ascendenz, die zweite, schräge Schlinge vom M. trapezius pars descendenz, dem M. levator<br />

scapulae, M. serratus anterior und den Mm rhomboidei (BETZ 2002, LEHNARD 1995).<br />

104


Abb. 64: Muskuläre Schlingen des Schulterblattes (BETZ 2002)<br />

Das Bewegungsausmaß des Schulterblattes ist aufgrund dreidimensionaler Translationen und<br />

Rotationen groß und stets kombiniert mit dem der Clavicula, der Rippen und mit den Bewegungen<br />

im Glenohumeralgelenk. Rotationsbewegungen sind um drei Achsen möglich:<br />

a.)<br />

b.) c.)<br />

Abb. 65: Bewegungen des Schulterblattes auf dem Thorax: a.) Protraktion/Retraktion, b.)<br />

Elevation/Depression, c.) Rotation<br />

105


6.6.2 Glenohumeralgelenk<br />

Die Gelenkpfanne, Cavitas Glenoidales ist oval und relativ flach. Die<br />

angegebenen Werte für den kraniocaudalen Durchmesser variieren zwischen<br />

35-40 mm, für den kleineren, anterior-posterioren, Durchmesser zwischen 25-<br />

30 mm. Der Quotient dieser beiden Durchmesser ist relativ konstant, bei Werten<br />

zwischen 0,65 – 0,80 (HERTEL ET AL 2001).<br />

Die Gelenkfläche ist zwischen 5° und -5° in der Frontalebene geneigt. Diese<br />

Neigung bestimmt die relative Lage des Humeruskopfes in Bezug auf das<br />

Acromion und das Coracoid (HERTEL ET AL 2001, WINKEL 1995).<br />

Abb.66: Glenohumeralgelenk (KÖRPERMODELL 2004)<br />

Korrespondierender Gelenkpartner ist der Humeruskopf, dessen Gelenkfläche nahezu sphärisch<br />

ausgebildet ist und eine Fläche von etwa 24 cm² aufweist. Die Achse des Humeruskopfes zeigt in<br />

Bezug <strong>zur</strong> Schaftachse einen, nach lateral offenen Neigungswinkel von etwa 130°. Der<br />

Retrotorsionswinkel entspricht in der Frontalebene einer Drehung des Oberarmkopfes von etwa<br />

25°-40° nach dorsal.<br />

Die knöchernen Flächen der Gelenkpartner sind inkongruent, wobei das Missmatch zwischen dem<br />

frontalen Radius des Glenoids und dem Radius des Kopfes zwischen 4-20 mm beträgt. Bei<br />

physiologischen Bedingungen, unter Berücksichtigung des Knorpels, Feuchte und Druck fehlt die<br />

Inkongruenz (HERTEL ET AL 2001).<br />

Der isolierte Bewegungsumfang des Glenohumeralgelenks ist auf der Bahnkugel geringer als der<br />

Bewegungsumfang des Hüftgelenkes. Dies unterstreicht die Bedeutung der Nebengelenke.<br />

Kinematische Untersuchungen haben eine stellungsabhängige Verschiebung des Drehpunktes<br />

ergeben. In Ruhe besteht eine leicht caudale Subluxation des Kopfes, welche bei Initiierung von<br />

Bewegung durch die Aktivität der Rotatorenmanschette korrigiert wird. Die Rotatorenmanschette<br />

ist eine mit der Gelenkkapsel verwachsenen Sehnenkappe (Rotatorenmanschette), die von den<br />

knöchernen Vorsprüngen des Humerus entspringen und den Humeruskopf bei jeder<br />

Bewegungsstellung in der Pfanne zentriert (BETZ 2002, ECHTERMEYER 1996, HERTEL ET AL. 2001,<br />

KAPANDJI 1995, TILLMANN 1998). Im Anschluss an die Zentrierung wird die Bewegung bis kurz<br />

vor der Endstellung konzentrisch ausgeführt. Endstellungsnah kommt es zu einer caudalen<br />

Translation des Humeruskopfes (HERTEL ET AL. 2001).<br />

106


Tab. 67: Bewegungsausmaß des Glenohumeralgelenkes und bewegende Muskeln (WINKEL 1995).<br />

Bewegungsausmaß Muskeln<br />

Anteversion 90 M. biceps c.l.<br />

M. deltoideus pars clavicularis<br />

Retroversion 40° M. deltoideus pars spinalis<br />

Abduktion 90° M. supraspinatus<br />

M. deltoideus pars acromialis<br />

M. biceps c.l.<br />

Adduktion 45° (mit leichter Anteversion) M. teres minor<br />

M. deltoideus pars clavicularis und spinalis<br />

Innenrotation 110° M. subscapularis<br />

M. deltoideus pars clavicularis<br />

Außenrotation 90° M. infraspinatus<br />

M. deltoideus pars spinalis<br />

M. teres minor<br />

Die Kinematik wird gesteuert durch die transversal verlaufenden Muskeln der<br />

Rotatorenmanschette. Biomechanische Untersuchungen der Festigkeit der Rotatorenmanschette<br />

nach RICKERT ET AL 1998 ermittelten eine maximale Zugbelastung der Supraspinatussehne von<br />

durchschnittlich 950 N (RICKERT ET AL 1998).<br />

a.) b.)<br />

Abb. 67: Rotatorenmanschette: a.) Ventralansicht, b.) Dorsalansicht (VOLL 1995)<br />

Die longitudinal verlaufenden Muskeln des Oberarms und der Schulter wirken durch ihren<br />

Spannungszustand (Tonus) der Luxation des Humeruskopfes, aufgrund des Eigengewichtes des<br />

Armes und der Schwerkraftwirkung, entgegen: M. biceps c.b., M coracobrachsialis, M. triceps c.l.,<br />

M. deltoideus pars acromialis und spinalis (KAPANDJI 1999). Je nach Haltung des Schultergelenkes<br />

können sich die Muskelfunktionen ändern, die Muskelfunktion ist also immer im dynamischen<br />

Kontext zu sehen (KAPANDJII 1999, WINKEL 1995).<br />

107


6.6.4 Gelenkbelastung im Glenohumeralgelenk:<br />

Der Ausrichtungsspielraum der druckerzeugenden Gelenkkontaktkraft ist, aufgrund des kleinen<br />

Innenwinkels der Cavitas glenoidales, relativ eingeschränkt (BURSTEIN U. WRIGHT 1997).<br />

PAUWELS (1965) untersuchte die funktionelle Struktur des Gelenkknorpels und des Labrums der<br />

Cavitas glenoidales. Das Labrum ist ein dreieckiger Ring, an der Basis ca. 4-6 mm breit mit einer<br />

Höhe von ca. 4 mm (LEHNARD 1995), aus konzentrisch angeordneten, dehnungsfesten Fasern, die<br />

streckenweise fest mit dem Pfannenknorpel verbunden ist. Bei Belastung verhindert dieser Ring<br />

eine extreme Verschiebung des Knorpelmaterials <strong>zur</strong> Peripherie. Der Gelenkpfannenknorpel erfährt<br />

durch den Humeruskopf eine Kompression, deren Größe von der Peripherie gegen das<br />

Pfannenzentrum leicht abfällt. Aufgefangen wird diese ungleiche Belastungsverteilung durch das<br />

Abdrängen der kollagenen Faserbündel innerhalb des Knorpels <strong>zur</strong> Peripherie. Mechanisch<br />

resultiert daraus, dass die unterschiedlichen, gegeneinander gepressten Knorpelstrukturen von Kopf<br />

und Pfanne einen Druckausgleich mit gleichmäßiger Spannungsverteilung im Bereich der<br />

Lastübertragungsfläche bewirken (ENDLER 1980, PAUWELS 1965).<br />

6.6.5. Subakromiales Nebengelenk<br />

Bei dem Subakromialen Nebengelenk handelt es sich um eine Gleitschicht in Form der Bursa<br />

subacromio-subdeltoidea, die sich zwischen dem Humeruskopf mit der Rotatorenmanschette und<br />

dem knöchern-ligamentären Schulterdach, gebildet vom Akromion, Proc. Coronoideus und dem<br />

Lig. coracoacromiale, befindet. Unter dem Schulterdach ist die Bursa mit dem Akromion und mit<br />

den Ansätzen der Rotatorenmanschette fest verbunden. Die Funktion des Subacromialen<br />

Nebengelenkes ist bei der Abduktion des Armes es für ein reibungsloses Gleiten des<br />

Humeruskopfes unter das Schulterdach zu sorgen. Die Weite des Subakromialraumes wird durch<br />

die Neigung des Glenoids bestimmt (ECHTERMEYER 1996, HERTEL ET AL 2001, WINKEL 1995).<br />

6.6.6. Acromioclavikulargelenk.<br />

Das Acromioclavikulargelenk ist biomechanisch ein planes Gelenk, das mit einem<br />

bandscheibenartigen Diskus ausgestattet ist und einen nach ventromedial und kranial schräg<br />

gerichteten Gelenkspalt aufweist. Die Clavikular, aufliegend auf dem Acromion, wird durch die<br />

Gelenkkapsel, durch das Lig. acromioclaviculare und durch die feste Verbindung zum Proc.<br />

coracoideus, die Ligg. Conoideum und trapezoideum fixiert (ECHTERMEYER 1996). Die<br />

Bandstrukturen des gelenkes wurden eingehend von FUKUDA ET AL 1986 untersucht:<br />

108


Tab: 68: Durchschnittliche Werte für Translationen und Rotationen im Acromioclaviculargelenk<br />

(FUKUDA ET AL 1986).<br />

Anterior-posterior<br />

Z-Achse<br />

Axial<br />

X-Achse<br />

Superior-inferior<br />

Y-Achse<br />

6.6.7. Sternoklavikulargelenk<br />

Translationen Rotationen<br />

8,4 mm 9,7°<br />

1,8 mm 38,3°<br />

4,5 mm 16,9°<br />

Das Sternoklavikulargelenk ist biomechanisch ein Sattelgelenk, durch den Einbau eines<br />

verformbaren Diskus in das Sternoklavikulargelenk ist eine Rotation um 30° möglich. Die<br />

Stabilität dieses Gelenkes sichern drei Bänder (Ligg. interclaviculare, costoclaviculare, Lig.<br />

sternoclaviculare) und ein Muskel (M. subclavius) (ECHTERMEYER 1996).<br />

Abb. 68: Bewegungen im Sternoclavikulargelenk (KAPANDJI 1995).<br />

In der Frontalebene ist ein Anheben des lateralen Clavikulaendes um 10 cm und ein Absenken um<br />

3 cm möglich, in der Transversalebene schwingt es um 10 cm nach vorwärts und um 3 cm nach<br />

rückwärts. Ein Rotation der Clavikula findet in einer Amplitude von 30° statt (KAPANDJI 1999).<br />

6.6.8. Bewegungen der oberen Extremität:<br />

Die Bewegung des Armes erfordert zwangsläufig ein Zusammenspiel aller fünf am Schultergürtel<br />

beteiligten Komponenten. Beim Anheben des Armes im Sinne einer Flexion auf 180° zeigt sich ein<br />

scapulohumeraler Rhythmus, der ab ca. 60° eine relativ konstante Beziehung zwischen der<br />

Bewegung des Humerus und der Skapula herstellt. Von 15° Bewegung, finden 10° im<br />

Glenohumeralgelenk statt und 5° werden von der Skapula ausgeführt (KENDALL 1994).<br />

109


Tab. 69: Bewegungsausmaß der Schulter und bewegende Muskeln (BETZ 2002, WINKEL 1995).<br />

0-90° 90°-150° 150°-180°<br />

Abduktion M. supraspinatus<br />

M. deltoideus pars<br />

acromialis<br />

Phasenende, wenn Tub maj.<br />

am Pfannenrand blockiert<br />

ist.<br />

M. trapezius pars asc. und<br />

desc.<br />

M. serratus anterior<br />

Durch Translation, und<br />

Drehung (max 60°) des<br />

Schulterblattes wird die<br />

Gelenkpfanne angehoben.<br />

Bewegungsende durch<br />

passiven Widerstand der<br />

Mm pectoralis major/minor<br />

0°-50°/60° 60°-120° 120°-180°<br />

Anteversion M. deltoideus<br />

M. coracobrachialis<br />

M. pectoralis pars<br />

clavicularis<br />

begrenzt durch Anspannung<br />

Lig. coracobrachiale und<br />

passiven Widerstand der<br />

Mm. teres minor/major und<br />

infraspinatus<br />

M. deltoideus<br />

M. coracobrachialis<br />

M. pectoralis pars<br />

clavicularis<br />

+ M. trapezius pars desc.<br />

und asc., M. serratus ant.<br />

Verlagerung und Drehung<br />

der Scapula, so daß die<br />

Cavitas nach vorne-oben<br />

zeigt.<br />

Mitbewegung der Wirbelsäule:<br />

ausgleichende<br />

Lateralflexion der heterolateralen<br />

Seite<br />

Hyperlordisierung LWS<br />

Extension der BWS, da<br />

Bewegungen im<br />

Schultergelenk und im<br />

scapulothorakalen Gleitlager<br />

beendet sind.<br />

Hyperlordisierung BWS<br />

110


Protraktion<br />

Außenrotation<br />

Elevation<br />

Retraktion<br />

Depression<br />

Innenrotation<br />

Abb. 69: Die Bedeutung der einzelnen Muskeln bei Bewegungen des Schulterblattes (CALAIS-<br />

GERMAIN 1994)<br />

Muskelvolumen Muskelquerschnitte und Muskellängen der Muskeln der oberen Extremität werden<br />

in Tabelle 70 dargestellt.<br />

111


6.7. Bewegungseinheit Ellenbogen<br />

6.7.1. Humeroulnargelenk<br />

Das Gelenk wird gebildet durch die Trochlea umeri und der Incisura trochlearis ulnae.<br />

Biomechanisch handelt es sich um ein Scharniergelenk, mit guter knöcherner Führung, die<br />

Gelenkflächen sind jedoch nicht völlig kongruent, da in vollständiger Extension wie auch in<br />

maximaler Flexion im medialen bzw. lateralen Anteil kein Kontakt zwischen ihnen besteht<br />

(WINKEL 1995). Bezüglich der Längsachse ist die Trochlea, wie auch die Incisura <strong>zur</strong> jeweiligen<br />

Schaftachse in einem Winkel von etwa 45° gekippt, das Ausmaß der Flexionsbewegung wird<br />

dadurch vergrößert (KAPANDJI 1990, WINKEL 1995).<br />

6.7.2. Humeroradialgelenk<br />

Das Humeroradialgelenk ist biomechanisch ein Kugelgelenk, das vom Caput humeri und der Fovea<br />

Caput radii. Infolge der engen Beziehung <strong>zur</strong> Ulna und der humeroulnaren Verbindung ist das<br />

Bewegungsausmaß relativ gering.<br />

6.7.3. Radioulnargelenke<br />

6.7.3.1. Proximales Radioulnargelenk<br />

Die Cirkumferentia articularis radii artikuliert mit der Incisura radialis und dem Ringband radii,<br />

wobei dieses den Radiushals umfasst und so für den bleibenden Kontakt zwischen beiden Knochen<br />

sorgt. An der Innenseite ist das Ligament mit einem Knorpel ausgestattet. Seine räumliche Struktur<br />

weist eine Trichterform auf, weit nach proximal und eng nach distal. Biomechanisch handelt es<br />

sich bei diesem Gelenk um ein Zapfengelenk mit einem Freiheitsgrad (WINKEL 1995).<br />

Abb. 70: Ansicht auf die Gelenkflächen des Radius und der Ulna; Darstellung des proximalen<br />

Radioulnargelenkes (TILLMANN 1998)<br />

112


6.7.3.2. Distales Radioulnargelenk<br />

Im distalen Radioulnargelenk artikulieren die Incisura ulnaris radii mit der Circumferentia radii. Es<br />

handelt sich dabei biomechanisch um ein Radgelenk mit einem Freiheitsgrad. Die Gelenkhöhle<br />

wird distal von einem Discus begrenzt, der wesentlich an der Führung des Gelenkes beteiligt. Eine<br />

weitere wichtige Struktur ist die bindegewebige Membrana interossea, die die beiden<br />

Unterarmknochen miteinander verbindet und für die nötige Stabilität des Unterarmes und Mobilität<br />

für die Umwendbewegung sorgt (KAPANDJI 1990, TILLMANN 1998).<br />

6.7.4. Kapsel-Band-Apparat<br />

Die Gelenkkapsel besteht aus einer dünnen Membran, die durch Bänder verstärkt wird. Das<br />

mediale und laterale Seitenband haben einen fächerförmigen Verlauf, so dass Bandanteile in jeder<br />

Position des Gelenkes angespannt sind. Sie sorgen für den Gelenkzusammenhalt und sichern die<br />

Seitbewegung. Das mediale Seitenband besteht aus drei Anteilen, die vom Epicondylus ulnae des<br />

Humerus zu Ulna ziehen. Das laterale Seitenband zieht vom lateralen Epicondylus des Humerus<br />

auch <strong>zur</strong> Ulna und zusätzlich zum Ringband. Durch diesen Ansatz wird die Pro- und Supination<br />

nicht gestört (KAPANDJI 1999, TILLMANN 1998, WINKEL 1995).<br />

6.7.5. Muskeln des Ellenbogengelenkes<br />

Die Kraft der Muskeln ist abhängig von der Stellung des Ellenbogengelenkes und der Schulter: Der<br />

Wirkungsgrad der Beuger ist beim erhobenen Arm, der Wirkungsgrad der Strecker beim nach<br />

unten ausgestreckten Arm am höchsten. Für die Beugung sind drei Muskeln zuständig: der<br />

eingelenkige M. brachialis, der nur Funktion hat, als stärkster Beuger gilt und an der Tuberositas<br />

ulnae inseriert; der M. brachioradialis, der, neben Beugung und Unterstützung der Pro- und<br />

Supination, durch seine Zuggurtungsfunktion die Biegebeanspruchung im Unterarm herabsetzt<br />

(PAUWELS 1965); und der B. biceps brachii, der neben der Beugung als stärkster Supinator im<br />

Gelenk gilt. Er inseriert an der tuberositas radii und sorgt aufgrund seines Verlaufes für die<br />

Drehung des Radius<br />

a.) b.)<br />

Abb. 71: Darstellung der Insertion des M. biceps brachii a.) Nullstellung; b.) Supination<br />

(KAPANDJI 1999)<br />

113


Hauptstrecker ist der M. triceps, dessen Kraft bei Retroversion im Schultergelenk am stärksten ist.<br />

Insgesamt ist die Kraft der Beuger etwa um ein Drittel größer als die der Strecker (TILLMANN<br />

1998, WINKEL 1995)<br />

Der M. pronator teres und der distal gelegene M. pronator quadratus sind die Hauptpronatoren, der<br />

M. biceps brachii und der M. supinator die wichtigsten Supinatoren. Das Kräfteverhältnis zwischen<br />

Pro- und Supination beträgt 3:5 (KAPANDJI 1999).<br />

6.7.6. Bewegungen im Ellenbogengelenk<br />

Das Ellenbogengelenk lässt Bewegungen um zwei Achsen zu. Beugung und Streckung erfolgen<br />

gemeinsam im Humeroradial- und Humeroulnargelenk. Die Bewegungsachse verläuft transversal<br />

durch die Trochlea und das Capitulum humeri. Stehen die Längsachsen von Ober- und Unterarm in<br />

Verlängerung zueinander, zeigt sich in der Frontalebene eine Valgusstellung des Unterarmes<br />

gegenüber des Oberarmes, der bei Männern 10°-15° und bei Frauen 20°-25° beträgt (TILLMANN<br />

1998, WINKEL 1995).<br />

Von den 7 Freiheitsgraden, die die Gelenkkette der oberen Extremität von der Schulter bis zu Hand<br />

besitzt ist die Umwendbewegung des Unterarmes die wichtigste (KAPANDJI 1999). Pronation und<br />

Supination, erfolgen im proximalen und distalen Radioulnargelenk. Die Bewegungsachse verläuft<br />

vom Zentrum des Capitulum humeri durch die Mitte der Fovea capitis radii schräg nach distal und<br />

schneidet den Processus styloideus ulnae. Proximal findet eine Gleitbewegung zwischen Radius<br />

und Ulna statt, sowie eine Drehbewegung zwischen Radius und der humeralen Gelenkfläche<br />

(Capitulum humeri). Im distalen Radioulnargelenk wandert das distale Radiusende über das Caput<br />

ulnae, so dass sich beide Knochen überkreuzen (Pronation) (KAPANDJI 1999, TILLMANN 1998,<br />

WINKEL 1995).<br />

Abb. 72: Pronations- und Supinationsstellung des Unterarmes (TILLMANN 1998)<br />

114


Tab. 70: Bewegungen im Ellenbogengelenk und Volumen, Längen und Querschnitte der<br />

bewegenden Muskeln (AN ET AL 1981, WINKEL 1995)<br />

Muskeln<br />

Flexion (aktiv: 145°, passiv 160°)<br />

Muskelvolumen Muskellängen Physiol. Querschnitt<br />

M. brachialis 59,3 cm³ 9,0 cm 7,0 cm² (11,8 %)<br />

M. biceps brachii c.l. 33,4 cm³ 13,6 cm 2,5 cm² (4,0 %)<br />

M. biceps brachii c.b. 30,8 cm³ 15,0 cm 2,1 cm² (3,4 %)<br />

M. brachioradialis 21,9 cm³ 16,4 cm 1,5 cm² (2,4 %)<br />

M. pronator teres 18,7 cm³ 5,6 cm 3,4 cm² (5,3 %)<br />

M. ext. carpi rad l. 18,3 cm³ 7,8 cm 2,4 cm² (3,7 %)<br />

M. ext. carpi rad b. 15,8 cm³ 5,3 cm 2,9 cm² (4,5 %)<br />

Extension (0°-5°)<br />

M. triceps c.m. 38,7 cm³ 6,3 cm 6,1 cm² (9,8 %)<br />

M. triceps c.lat. 47,3 cm³ 8,4 cm 6,0 cm² (10 %)<br />

M. triceps c. long. 66,6 cm³ 10,2 cm 6,7 cm²(11,1 %)<br />

M. anconeus 6,7 cm³ 2,7 cm 2,5 cm² (3,9 %)<br />

Supination (90°)<br />

M. supinator 10,9 cm³ 3,3 cm 3,4 cm²(5,6 %)<br />

M. biceps brachii c.l. 33,4 cm³ 13,6 cm 2,5 cm² (4,0 %)<br />

M. ext. carpi rad l. 18,3 cm³ 7,8 cm 2,4 cm² (3,7 %)<br />

M. ext. carpi rad b. 15,8 cm³ 5,3 cm 2,9 cm² (4,5 %)<br />

Pronation (90°)<br />

M. pron. quadratus - - -<br />

M. pronator teres 18,7 cm³ 5,6 cm 3,4 cm² (5,3 %)<br />

M. flex. carpi radialis - - -<br />

6.8. Bewegungseinheit Hand<br />

6.8.1. Vorüberlegungen<br />

Um Gegenstände zu greifen, muss die Hand ihre Gestalt verändern können, diese Bewegungen<br />

laufen in auf- und abbauenden kugelförmigen Gewölben ab. Wenn sich das Gewölbe aufbaut, dann<br />

stabilisiert sich die Hand durch die Verkeilung der Handwurzelknochen, bei Abflachung wird die<br />

Hand mobiler. Finger und Hand sind dabei eine Einheit, da die koordinierte Feinmotorik der Finger<br />

die Stabilität der Mittelhand benötigt. Die Hand wird unterschieden in die Handwurzel (Carpus),<br />

die aus zwei Reihen würfelförmiger Knochen besteht, die Mittelhand (Metacarpus) mit fünf<br />

Röhrenknochen sowie den vier dreigliederigen Fingern (Phalanges II-IV) und dem zweigliedrigen<br />

Daumen.<br />

115


a. b.<br />

Abb. 73: Ansicht auf die Handwurzelknochen von dorsal (a.) und palmar (b.) (PLATZER 1991).<br />

Proximale Handwurzelreihe: 1. Os scaphoideum; 2. Os lunatum, 3. Os triquetrum, 4. Os<br />

pisiforme.<br />

Distale Handwurzelreihe: 5. Os trapezium; 6. Os trapezoideum; 7. Os capitatum, 8. Os<br />

hamatum<br />

6.8.2. Morphologie und Struktur:<br />

Das Handskelett stellt sich als ein kugelförmiges Gewölbe dar, dessen Längsbogen von der<br />

Fingerspitze <strong>zur</strong> Handwurzel und dessen Querbogen vom Daumen zum Kleinfinger verläuft, die<br />

Konkavität des Gewölbes liegt Richtung Handfläche. Die Art. carpometacarpale bilden dabei den<br />

Äquator des Kugelgewölbes. Das Zentrum der Gewölbekonstruktur des Carpus (Karpaltunnel)<br />

bilden das Os capitatum und das Os hamatum, die beide eine keilförmige Form haben und <strong>zur</strong><br />

proximalen Handwurzelreihe mit einer konvexen Gelenkfläche ausgestattet sind. Um diese Fläche<br />

herum bilden das Os scaphoideum, das Os lunatum und das Os triquetrum den innersten Bogen des<br />

Carpus. Eine Wölbung im Sinne einer longitudinalen Wölbung zeigen auch die Mittelhand und die<br />

Fingerstrahlen (BETZ 2002, KAPANDJI 1995).<br />

Abb. 73: Kugelgewölbe der Hand (BETZ 2002).<br />

116


Kinematisch und funktionell kann die Hand in Längsrichtung als ein aus drei Säulen aufgebautes<br />

System angesehen werden. Der Leitstrahl der Hand ist der dritte Strahl. Er geht durch das Os<br />

metacarpale III. Bewegungen der Finger werden bezüglich der Abduktion und Adduktion auf diese<br />

anatomische Handachse bezogen (LEHNARD 1995).<br />

Abb. 74: Leitstrahl (anatomische Längsachse) der Hand (CALAIS-GERMAIN1994)<br />

Tab. 71: Säulensystem der Hand (BETZ 2002, KAPANDJI 1999).<br />

Aufbau Funktion<br />

Radiale Säule Ossa scaphoideum, trapezium metacarpale I Säule des Daumens<br />

Bewegungsfunktion<br />

Zentrale Säule Ossa lunatum, capitatum, metacarpale III anatomische Handachse<br />

Ulnare Säule Ossa triquetrum, hamatum, metacarpale IV<br />

und V<br />

6.8.3. Gelenke der Hand<br />

6.8.3.1. Proximales Handgelenk (Art radiocarpalis):<br />

Das proximale Handgelenk ist ein verändert ovoides Ellipsoidgelenk. Die konvexe Gelenkfläche<br />

besteht aus dem Os scaphoideum, Os lunatum, Os triquetrum und den dazwischen liegenden<br />

Bändern. Die Gelenkpfanne wird von dem distalen Ende des Radius und von dem faserknorpeligen<br />

Diskus ulnocarpalis gebildet. Bei Pronation und Supination kommt es zu einer „Wischbewegung“<br />

des Radius um den Discus ulnaris (KAPANDJI 1999)<br />

117


Abb. 75: Proximales Handgelenk: a.) Ansicht von dorsal, b.) Ansicht von distal (CALAIS-GERMAIN<br />

1994)<br />

Die Radiusfläche ist nach palmar ca. 10° und nach ulnar ca 20° inkliniert. Daraus resultiert, dass<br />

bei etwa 10° Palmarflexion und etwa 20° Ulnarabduktion die Muskelkräfte senkrecht auf die<br />

Radiusfläche einwirken (BETZ 2002, KAPANDJI 1999).<br />

6.8.3.2. Distales Handgelenk (Art. Mediocarpalis):<br />

Durch die Anordnung der Handwurzelknochen entsteht biomechanisch ein verzahntes<br />

Schaniergelenk. Os capitatum und Os hamatum bilden zusammen eine kuppelartige konvexe<br />

Gelenkfläche, über die sich das Os scaphoideum, triquetrum und lunatum stülpen. So entsteht ein<br />

wellenförmiger Verlauf der Gelenkfläche (TILLMANN 1998).<br />

Proximales und distales Handgelenke besitzen einen gemeinsamen Kapsel-Band-Apparat mit einer<br />

straffen Kapsel, die wesentlich <strong>zur</strong> Statik und Dynamik des komplexen Handwurzelgefüges<br />

beiträgt (LEHNARD 1995).<br />

Tab. 72: Bewegungsausmaße und Bewegungsachsen im Handgelenk (LEHNARD 1995).<br />

Dorsalflexion Palmarflexion Achsen<br />

Prox. Handgelenk 35° 50° radio-ulnare Achse durch Os hamatum<br />

Dist. Handgelenk 50° 35° radioulnare Achse durch Os capitatum<br />

Die Ulnarabduktion (30°-40°) und die Radialabduktion (25°-30°) finden hauptsächlich im<br />

proximalen Handgelenk um eine durch das Os capitatum laufende dorsovolare Achse statt. Die<br />

Summe der Hauptbewegungen in den Handgelenken ist eine Zirkumduktion (WINKEL 1995). Bei<br />

allen Bewegungen der Hand verändert sich das Gefüge des Carpus (KAPANDJI1999, PLATZER<br />

1991)<br />

118


Abb. 76: Position der Handwurzelknochen bei Radialabduktion, Ulnarabduktion Palmarflexion,<br />

Mittelstellung Dorsalextension. a.) Ansicht von dorsal; b.) seitliche Ansicht: Os hamatum,<br />

Os lunatum, Os triquetrum, Os trapezoideum, Os capitatum, Os scaphoideum, Os<br />

trapezium, Os pisiforme (schwarz gestrichelt) (PLATZER 1991)<br />

Tab. 73: Übersicht über die Gelenke der Hand (BETZ 2002)<br />

Gelenke Gelenkformen Bewegungsmöglichkeiten<br />

Carpus plane Gelenke Amphiarthrosen<br />

Art. Carpometacarpale II-V plane Gelenke Amphiarthrosen<br />

Art. carpometacarpale I Sattelgelenk Flexion/Extension<br />

Abduktion/Adduktion<br />

Artt. metacarpophalangeales anatomisch Kugelgelenk Funktionell verfügen sie nur<br />

über 2 Freiheitsgrade, die<br />

Artt interphalangeales Schaniergelenk<br />

Rotation um die Längsachse ist<br />

nur passiv möglich<br />

Extension/Flexion<br />

6.8.4. Kapsel-Band-Apparat der Hand:<br />

Der KBA an der Hand ist zu unterscheiden in extrinsische Bänder, die den Unterarm mit der Hand<br />

verbinden und die palmar insgesamt stärker ausgebildet sind als dorsal, und in intrinsische Bänder,<br />

die den Carpus und metacarpus miteinander verbinden. Die Handwurzel wird in erster Linie durch<br />

die Kraft der Unterarmmuskeln in longitudinaler Richtung belastet, die höhere Mineralisierung der<br />

distalen und proximalen Flächen der Handwurzel belegen dies. Aus der vorherrschend<br />

longitudinalen Kompression der Handwurzel leitet sich ab, dass es jeweils auch zu Querdehnungen<br />

kommen muss. Die schräge und zum Teil quere Anordnung der Bänder ist daraus zu verstehen<br />

(BETZ 2002, PUTZ 2003, WINKEL 1995).<br />

119


a.) b.)<br />

Abb. 77: Ansicht der a.) palmaren und b.) dorsalen Bänder der Hand (VOLL 1995)<br />

Die palmaren intrinsischen Bänder laufen radial zum Zentrum des Kugelgewölbes an das Os<br />

capitatum, die Palmaraponaurose vernetzt mit ihren Quer- und Längszügeln die<br />

Gewölbeinnenseite. Wird das Handgewölbe auf Druck belastet, werden die Bänder gleichmäßig<br />

angespannt. Dadurch wird die Druckbelastung in eine Zugbelastung umgewandelt und das<br />

Gewölbe stabilisiert. Am Handrücken verlaufen die Bänder sternförmig, der Zug verteilt sich in<br />

alle Richtungen gleichmäßig über die Konvexseite des Gewölbes (BETZ 2002, KAPANDJI 1995,<br />

TILLMANN 1998).<br />

Tab. 74: Bewegungen und Muskeln der Handgelenkbewegungen (LEHNARD 1995)<br />

- Mm ext. carpi rad. longus<br />

- M ext. carpi rad. brevis<br />

Dorsalflexion<br />

- M. ext. carpi ulnaris<br />

- M. ext. digitorum<br />

- M. ext. poll. longus - M. ext. digitorum<br />

- M. ext. digiti min..<br />

- M- abd. pollicis longus - M. ext. dig. min.<br />

- M. ext. indices<br />

Radialabduktion Ulnarabduktion<br />

M. flex. carpi radialis<br />

- M. flex. dig. Prof.<br />

- M.flex carpi ulnaris<br />

M. palmaris longus<br />

- M. flex. dig. superfic.<br />

6.8.5. Muskeln des Unterarmes und Hand:<br />

Palmarflexion<br />

Die Funktionen der Muskeln, die die Hand und die Finger bewegen sind vielseitig. Das erklärt sich<br />

durch ihre randständige Lage <strong>zur</strong> Bewegungsachse. Zu unterscheiden sind die langen und die<br />

kurzen Muskeln der Hand. Die langen Fingerflexoren und -extensoren verlaufen durch<br />

Sehnenfächer, den Karpaltunnel und ziehen zu den Grund- und Endphalangen der Finger.<br />

120


Abb. 78: Anordnung der Beugesehnen an den Fingergliedern (RIEGER U. GRÜNERT 2003)<br />

Aufgrund ihres Verlaufes haben sie Wirkung auf das Handgelenk. Dabei ist zu beachten ist, dass<br />

ein maximaler Bewegungsauschlag nicht mit einer optimalen Kraftentfaltung kombinierbar ist.<br />

Eine endgradige Fingerflexion ist nur bei leicht dorsal extendiertem Handgelenk möglich (BETZ<br />

2002, KAPANDJI 1999). Als Besonderheit gilt das Verhältnis der Länge des Muskelbauches <strong>zur</strong><br />

Länge der Muskelsehnen, dass nur eine kurze Hubhöhe zulässt.<br />

Abb. 79: Einteilung der Muskeln des Unterarmes nach ihrer Funktion. Die Bedeutung der Muskeln<br />

entsprechen den Pfeilfarben. Rot als bedeutungsvollster Muskel, blau, gelb, orange, grün<br />

und braun mit geringerer Bedeutung (PLATZER 1991).<br />

121


Tab. 75: Einteilung der Unterarmmuskeln nach ihrer Funktion (nach PLATZER 1991)<br />

Dorsalflexion Palmarflexion Radialabduktion Ulnarabduktion<br />

M. ext. digitorum<br />

M. ext. carpi rad. l.<br />

M. ext. carpi rad. b.<br />

M. ect. ind.<br />

M. ext. pol. l.<br />

M. ext. dig.min.<br />

M. flex. dig. sup<br />

M. flex. dig. prof.<br />

M. flex carp. uln.<br />

M. flex poll. l.<br />

M. flex. carp. rad.<br />

M. abd. poll. l.<br />

M. ext. carpi. rad l.<br />

M. abd. poll.l.<br />

M. ext. poll. l.<br />

M. flex. carp. rad.<br />

M. flex. poll. l.<br />

M. ext. carp. uln.<br />

M. flex. carp. uln.<br />

M. ext. digitorum<br />

M. ext. dig. min.<br />

In der folgenden Tabelle werden das Muskelvolumen, die Muskellängen und der physiologische<br />

Querschnitt einiger Unterarmmuskeln aufgelistet:<br />

Tab. 76: Volumen, Längen und Querschnitte einiger Unterarmmuskeln (AN ET AL 1981, WINKEL<br />

1995).<br />

Muskeln Muskelvolumen Muskellängen Physiol. Querschnitt<br />

M palmaris longus 5,1 cm³ 5,7 cm 0,9 cm² (1,2 %)<br />

M. ext. carpi ulnaris 14,9 cm³ 4,5 cm 3,4 cm² (4,8 %)<br />

M. flex. carpi ulnaris 15,2 cm³ 4,8 cm 3,2 cm² (4,7 %)<br />

M. flex carpi radialis 12,4 cm³ 5,8 cm 2,0 cm² (3,3 %)<br />

M. ext. carpi rad b. 15,8 cm³ 5,3 cm 2,9 cm² (4,5 %)<br />

M. ext. carpi rad l. 18,3 cm³ 7,8 cm 2,4 cm² (3,7 %)<br />

M. ext.indicis 4,9 cm³ 6,7 cm 0,7 cm² (1,2 %)<br />

M. ext. dig. com. 5,9 cm³ 6,9 cm 1,3 cm² (0,3 %)<br />

M. ext. dig. min. 4,7 cm³ 5,9 cm 0,8 cm² (1,3 %)<br />

M. flex dig sup. 13,7 cm³ 7,7 cm 1,7 cm² (2,7 %)<br />

6.8.6. Orientierung <strong>zur</strong> Modellierung der Hand<br />

Für die Modellierung der Hand existieren nur wenig „harte“ Daten, bezüglich ihrer Anordnung im<br />

Raum und der Knochen zueinander. Hier kann, <strong>zur</strong> Orientierung der Metacarpalknochen und<br />

Phalangen, der Einbau eines Kugelelementes hilfreich sein, da sich die Hand in Ruheposition als<br />

Kugelgewölbe präsentiert (vergleiche Abbildung 73).<br />

Abb. 80: Darstellung des Kugelgewölbes der Hand (BETZ 2001)<br />

122


Die Ausrichtung der Knochensäule des Daumens im ´Vergleich zu den restlichen Knochen wird<br />

anhand zweier Ebenen dargestellt. Das Os scaphoideum ist nach palmar orientiert und ca. 40°<br />

schräg <strong>zur</strong> Ebene der Handwurzel. Der erste Mittelhandknochen ist gegenüber dem zweiten<br />

Mittelhandknochen um 20° und nach vorne um 40° gedreht (CALAIS-GERMAIN 1994).<br />

Abb. 81: Ausrichtung der Daumensäule (CALAIS-GERMAIN 1994)<br />

6.8.7. Quantitative Daten der Knochen der oberen Extremität<br />

Tab. 77: Röhrenknochen der oberen Extremität, Teil I<br />

Obere Extremität Clavicular Humerus Radius Ulnar Os metacarp.I<br />

Gewicht 28,9 gr 176,0 gr 55,8 gr 69,7 gr 5,8 gr<br />

Länge 16,24 cm 37,40 cm 27,7 cm 29,5 cm 5,19 cm<br />

Prox Br.(lat-med) 2,70 cm 5,26 cm 2,43 cm 2,44/2,71 cm 1,71 cm<br />

Prox Tiefe (ven-drs) 2,27 cm 5,21 cm 2, 59 cm 3,84/2,24 cm 1,58 cm<br />

Dis Breite (lat-med) 1,93 cm 6,41 cm 3,18 cm 1,90 cm 1,85 cm<br />

Dis Tiefe (vent-dors) 2,57 cm 2,47 cm 2,16 cm 2,32 cm 1,74 cm<br />

Umfang 6,2 cm 4,2 cm 4,7 cm 3,7 cm<br />

Tab. 78: Röhrenknochen der oberen Extremität, Teil II<br />

Obere Extremität Phal prox I Phal dis I Os metac.II Phal prox II Phal med II<br />

Gewicht 2,8 gr 1,0 gr 8,8 gr 4,5 gr 2,0 gr<br />

Länge 3,47 cm 2,56 cm 7,49 cm 4,51 cm 3,25 cm<br />

Prox Br. (lat-med) 1,76 cm 1,58 cm 1,57 cm 1,81 cm 1,44 cm<br />

Prox Tiefe (ven-dor) 1,19 cm 0,93 cm 1,95 cm 1,28 cm 1,18 cm<br />

Dis Breite (lat-med) 1.31 cm 1,17 cm 1,57 cm 1,27 cm 1,13 cm<br />

Dis Tiefe (vent-dors) 1.12 cm 0,29 cm 1,68 cm 0,86 cm 0,68 cm<br />

Umfang 2,6 cm 2,9 cm 2,7 cm<br />

123


Tab. 79: Röhrenknochen der oberen Extremität, Teil III<br />

Obere Extremität Phal dis II Os met. III Phal prox III Phal med III Phal dis III<br />

Gewicht 0,5 gr 7,4 gr 3,6 gr 1,9 gr 0,6 gr<br />

Länge 2,24 cm 7,93 cm 4,97 cm 3,26 cm 2,11 cm<br />

Prox Breite (lat-med) 1,17 cm 3,01 cm 1,74 cm 1,39 cm 1,17 cm<br />

Prox Tiefe (vent-dors) 0,65 cm 2,34 cm 1,38 cm 1,09 cm 0,64 cm<br />

Dis Breite (lat-med) 0,84 cm 1,70 cm 1,31 cm 1,10 cm 0,87 cm<br />

Dis Tiefe (vent-dors) 0,37 cm 1,63 cm 0,89 cm 0,65 cm 0,34 cm<br />

Umfang 3,3 cm<br />

Tab. 80: Röhrenknochen der oberen Extremität, Teil IV<br />

Obere Extremität Os met. IV Phal pr IV Phal med IV Phal dis IV Os met. V<br />

Gewicht 5,0 gr 0,5 gr 7,4 gr 3,6 gr 1,9 gr<br />

Länge 6,54 cm 2,24 cm 7,93 cm 4,97 cm 3,26 cm<br />

Prox Breite (lat-med) 1,29 cm 1,17 cm 3,01 cm 1,74 cm 1,39 cm<br />

Prox Tiefe (vent-dors) 1,36 cm 0,65 cm 2,34 cm 1,38 cm 1,09 cm<br />

Dis Breite (lat-med) 1,35 cm 0,84 cm 1,70 cm 1,31 cm 1,10 cm<br />

Dis Tiefe (vent-dors) 1,50 cm 0,37 cm 1,63 cm 0,89 cm 0,65 cm<br />

Umfang 2,9 cm 3,3 cm<br />

Tab. 81: Röhrenknochen der oberen Extremität, Teil V<br />

Obere Extremität Os metac. V Phal prox V Phal med V Phal dis V<br />

Gewicht 1,9 gr 0,6 gr 5,0 gr 0,3 gr<br />

Länge 3,26 cm 2,11 cm 6,54 cm 1,77 cm<br />

Prox Breite (lat-med) 1,39 cm 1,17 cm 1,29 cm 0,99 cm<br />

Prox Tiefe (vent-dors) 1,09 cm 0,64 cm 1,36 cm 0,56 cm<br />

Dis Breite (lat-med) 1,10 cm 0,87 cm 1,35 cm 0,73 cm<br />

Dis Tiefe (vent-dors) 0,65 cm 0,34 cm 1,50 cm 0,24 cm<br />

Umfang 2,9 cm<br />

124


Tab. 82: Handwurzel, Teil I<br />

Obere Extremität Os capitatum Os scaph. Os hamat. Os lunatum Os trapezium<br />

Gewicht 3,3 gr 2,7 gr 2,8 gr 2,2 gr 2,2 gr<br />

Länge 2,70 cm 3,11 cm 2,88 cm 2,45 cm 2,22 cm<br />

Prox Breite (lat-med) 1,53 cm<br />

Prox Tiefe (vent-dors) 2,31 cm 1,58 cm 1,27 cm<br />

Dis Breite (lat-med) 1,28 cm<br />

Dis Tiefe (vent-dors) 1,51 cm 2,37 cm 1,90 cm<br />

Max Breite 1,41 cm 1,79 cm 1,40 cm 2,44 cm<br />

Max Tiefe 1,68 cm 2,73 cm 1,90 cm 1,86 cm<br />

Tab. 83: Handwurzel, Teil II<br />

Obere Extremität Os trapezoideum Os triquetrum Os pisiforme Scapula<br />

Gewicht 1,3 gr 1,2 gr 0,4 gr 86,9 gr<br />

Länge 1,89 cm 1,76 cm 1,83 cm 22,90 cm<br />

Prox Breite (lat-med)<br />

Prox Tiefe (vent-dors)<br />

Dis Breite (lat-med)<br />

Dis Tiefe (vent-dors)<br />

Max Breite 1,49 cm 1,85 cm 0,82 cm 14,8 cm (Acr-Marg med)<br />

Max Tiefe 1,44 cm 1,30 cm 1,09 cm 8,05 cm (Proc C.-Acr.)<br />

6.8.8. Übersicht über die Materialeigenschaften von Humerus, Radius, Ulna und<br />

Scapula<br />

Tab. 84: Übersicht über die Materialeigenschaften einiger Knochen der oberen Extremität<br />

Festigkeit (N/mm²) E-Modul (N/mm²) Autor<br />

Humerus (Compacta) 125 (Zug) 17500 YAMADA 1970<br />

Humerus (Compacta) 135 (Druck) 17500 YAMADA 1970<br />

Humerus ganz 123 11000 MATHER 1967<br />

Ulna (Compacta) 151 (Zug) 18800 YAMADA 1970<br />

Ulna (Compacta) 120 (Druck) 18800 YAMADA 1970<br />

Radius (Compacta) 152 (Zug) 18900 YAMADA 1970<br />

Radius (Compacta 117 (Druck) 18900 YAMADA 1970<br />

Scapula: Glenoid<br />

372<br />

MANSAT ET AL. 1997<br />

spongiosa<br />

222<br />

198<br />

125


7. Anthropometrische Ergebnisse für das Körpermodell:<br />

7.1. Vorüberlegungen<br />

Für die Modellierung des Körpermodells sind anthropometrische Daten erforderlich, die als direkte<br />

Informationen nicht vorlagen. Bekannt ist das Gewicht des knöchernen Skelettes, das Alter wurde<br />

mit 30 Jahren angegeben. Von Interesse sind die Größe, das Gewicht, Längen von Unterschenkel,<br />

Oberschenkel, Unterer Extremität, Oberer Extremität, Wirbelsäule und Kopf sowie das<br />

Körpergewicht bzw. die Teilkörpergewichte.<br />

7.2. Hypothetische Norm<br />

Zur Ermittlung der Körperlängen, -tiefen und –breiten des Körpermodells werden die Normwerte<br />

aus der Funktionellen Bewegungslehre von S. KLEIN-VOGELBACH herangezogen (KLEIN-<br />

VOGELBACH 1999), bei der der menschliche Körper, entsprechend einer hypothetischen Norm<br />

durch den Trochanterpunkt im Verhältnis 1:1 in Oberlänge und Unterlänge geteilt wird. Die<br />

Oberlänge, entspricht der Gesamtlänge der Körperabschnitte Becken, Brustkorb und Kopf, die<br />

Unterlänge sind die Beine mit Ober- und Unterschenkel, die durch den lateralen Kniespalt unterteilt<br />

werden. Die Breiten des Körpers entsprechen der hypothetischen Norm, wenn der Abstand der<br />

Trochanterpunkte dem frontotransversalem Brustkorbdurchmesser entspricht. Bei den Tiefen<br />

entspricht die Fußlänge dem sagittotransversalem Brustkorbdurchmesser und dem<br />

sagittotransversalem Kopfdurchmesser (KLEIN-VOGELBACH 1999).<br />

Abb. 82: Körperlängen, Körperbreiten und Körpertiefen nach KLEIN-VOGELBACH (1999)<br />

126


7.3. Körperlängen, Teilkörperlängen, Körperbreiten und Körpertiefen<br />

Für das Körpermodell ergeben sich, aus den Längenangabe des Femurs und der Tibia, folgende<br />

Werte:<br />

Tab. 85: Körper- und Teilkörperlängen anhand der Skelettdaten und der Hypothetischen Norm<br />

Oberschenkellänge 53,3 cm<br />

Unterschenkellänge 44,6 cm<br />

Beinlänge 97,9 cm<br />

Körpergröße 195,8 cm<br />

Armlänge (ohne Hand) 117,48<br />

Kopf- und Halswirbelsäulenlänge 78,32 cm<br />

Beckenlänge 39,16 cm<br />

Brustkorblänge 78,32 cm<br />

Zur Berechnung der Breiten und Tiefen des Körpermodells nach der hypothetischen Norm kann die<br />

Länge des Fußes (siehe Abb. 8) und die Länge der Schlüsselbeine verwendet werden, da nach<br />

TILLMANN 1998, die Länge der Schlüsselbeine dem Schulterabstand entsprechen (TILLMANN<br />

1998). Die kursiven Längenangaben sind Messungen mittels SDS:<br />

Tab. 86: Breiten und Tiefen des Körpermodells<br />

Beckenweite 30 cm (Messung mit SDS)<br />

Schulterweite 32,48 cm (ohne Sternum)<br />

Fußlänge 30 cm (siehe Foto)<br />

Sagittotransversalem Brustkorbdurchmesser 30 cm<br />

Sagittotransversaler Kopfdurchmesser 20 cm (Messung mit SDS)<br />

Für den Umfang des Thorax ergeben sich aus der Annahme des sagittotransversalen<br />

Brustkorbdurchmesser nach KLEIN-VOGELBACH ein Wert von 94,25 cm (KLEIN-VOGELBACH<br />

1999). Die Länge der Rippen 7 und der Abstand der Proc. transversarii des BWK 7 ergeben einen<br />

Wert von 81,8 cm (siehe Tabelle 33 und 43). Dabei fehlt die Länge der Rippenknorpel und die<br />

Breite des Sternums in diesem Bereich.<br />

7.4. Körpergewicht und Teilkörpergewichte<br />

Die Ermittlung des Körpergewichtes ist, da es sich um ein ideales Modell handelt, möglich, indem<br />

von der ermittelten Größe das Normalgewicht (Körpergröße – 100 – 10 %) berechnet wird. Bei<br />

einem 195,3 cm großen Mann beträgt das Normalgewicht 86,22 kg. Nach DEMPSTER et al. 1975<br />

und RIEHLE (1978) können jetzt der prozentuale Anteil der Teilsegmente sowie die<br />

Körperteilgewichte berechnet werden:<br />

127


Tab. 87: Körperteilgewichte und prozentualer Anteil am Gesamtkörpergewicht (nach DEMPSTER et<br />

al. 1975, RIEHLE 1978)<br />

Segmente Prozentualer Anteil am Gesamt- Körperteilgewichte des<br />

körpergewicht (Gkg): 86,22 kg Körpermodells<br />

Kopf und Hals 7,8 % 6,73 kg<br />

Rumpf 51 % 43,97 kg<br />

Oberarm 2,7 % 2,33 kg<br />

Unterarm 2,2 % 1,90 kg<br />

Hand -<br />

Oberschenkel 9,7 % 8,36 kg<br />

Unterschenkel 4,5 % 3,88 kg<br />

Fuß 1,5 % 1,29 kg<br />

Aufgrund der Untersuchungen von RIEHLE (1978) wird der prozentuale Anteil der drei<br />

Wirbelsäulenabschnitte berechnet (RIEHLE 1978):<br />

Tab. 88: Teilkörpergewichte der Wirbelsäulenabschnitt (nach RIEHLE 1978)<br />

Prozentuale Körperteilgewichte nach<br />

Wirbelsäulenabschnitte<br />

86,22 kg<br />

am Gkg:<br />

Halswirbelsäule<br />

und Kopf<br />

7,6 % 6,55 kg<br />

Brustwirbelsäule 35,8 % 30,87 kg<br />

Lendenwirbelsäule 50,5 % 43,54 kg<br />

7.5. Daten für die Bewegungseinheit Wirbelsäule<br />

Werte des Körpermodells<br />

Die Größen der Bandscheiben des Körpermodells liegen anatomisch nicht vor. Anhand der<br />

Angaben von KAPANDJI (1999) wird die Höhe der Bandscheibe S1/L5 mit 9 mm (siehe Kapitel<br />

6.1.5.) angenommen. Da außerdem für die Beweglichkeit in dem jeweiligen Bandscheibensegment<br />

das Verhältnis von Bandscheibenhöhe zu Wirbelkörper entscheidend ist und die Wirbelkörperhöhe<br />

nach cranial abnimmt, wurden für das Körpermodell aus den jeweiligen Höhen der Wirbelkörper<br />

die entsprechenden Bandscheibenhöhen errechnet (KAPANDJI 1999).<br />

Die jeweiligen Bandscheibenflächen, die nach cranial kleiner werden, wurden aus den Angaben<br />

von Breite und Tiefe der Wirbelkörper (Vergleiche Tabelle 30-37) nach der Formel für ellipsoide<br />

Flächen berechnet. Obwohl sich die Flächen der Wirbelkörper von ellipsenförmig im<br />

Lumbalbereich über herzförmig im Thorakalbereich zu viereckig im Cervicalbereich verändern<br />

(TILLMANN 1998), wird für die Bandscheibenflächenberechnung folgende Formel angewandt:<br />

F = ½ Breite x ½ Tiefe x π<br />

128


Verwendet wurde der Median der cranialen (oberen) Breite des unteren Wirbels und die der<br />

caudalen (unteren) Breite des oberen Wirbels. Entsprechend wurde mit den Tiefen verfahren. Es<br />

ergeben sich rechnerisch folgende Bandscheibenhöhen und Bandscheibenflächen für das<br />

Körpermodell:<br />

Tab. 89: Errechnete Bandscheibenhöhen und Bandscheibenflächen für das Körpermodell<br />

Bandscheibe BS-Höhe BS-Fläche<br />

S1/L5 16,70 cm²<br />

L5/L4 9 mm 15,26 cm²<br />

L4/L3 8,16 mm 13,83 cm²<br />

L3/L2 7,82 mm 13,25 cm²<br />

L2/L1 7,61 mm 12,90 cm²<br />

L1/Th12 7,01 mm 11,87 cm²<br />

Th12/Th11 7,55 mm 12,79 cm²<br />

Th11/Th10 6,59 mm 11,16 cm²<br />

Th10/Th9 5,93 mm 10,05 cm²<br />

Th9/Th8 5,25 mm 8,90 cm²<br />

Th8/Th7 4,83 mm 8,19 cm²<br />

Th7/Th6 3,99 mm 6,76 cm²<br />

Th6/Th5 3,51 mm 5,94 cm²<br />

Th5/Th4 3,90 mm 6,61 cm²<br />

Th4/Th3 3,62 mm 6,14 cm²<br />

Th3/Th2 3,28 mm 5,55 cm²<br />

Th2/Th1 3,76 mm 6,36 cm²<br />

Th1/C7 3,39 mm 5,74 cm²<br />

C7/C6 3,44 mm 5,82 cm²<br />

C6/C5 3,27 mm 5,53 cm²<br />

C5/C4 2,17 mm 3,68 cm²<br />

C4/C3 1,94 mm 3,29 cm²<br />

C3/C2 1,49 mm- 2,52 cm²<br />

Die Angaben der Bandscheibenquerschnitte und die entsprechenden Flächenangaben des M.<br />

erector spinae von LANGENBERG (1970) dienen als Grundlage für die Berechnung der<br />

Muskelquerschnittsflächen bezogen auf die Bandscheibenfläche:<br />

Tab. 90: Physiologischer Querschnitt des M. erector spinae und der Bandscheiben im<br />

Lumbalbereich für das Körpermodell, errechnet nach den Ergebnissen von LANGENBERG 1970.<br />

Segmenthöhe Physiolog QS Median einer Seite Querschnittsfläche BS<br />

Th12/L1 16,70 cm² 11,87 cm²<br />

L1/L2 17,9 cm² 12,90 cm²<br />

L2/L3 20,38 cm² 13,25 cm²<br />

L3/L4 23,69 cm² 13,83 cm²<br />

L4/L5 26,90 cm² 15,26 cm²<br />

L5/S1 30,78 cm² 16,70 cm²<br />

129


Tab. 91: Errechnete Muskelquerschnittsflächen der Rumpfmuskulatur einer Seite im<br />

Lumbalbereich, Werte für das Körpermodell (nach TRACY ET AL 1989)<br />

L2-L3 L3-L4 L4-L5 L5-S1<br />

M. erector spinae 30,96 cm² 30,73 cm² 22,69 cm² 9,81 cm²<br />

M. quadratus lumborum 5,55 cm² 8,39 cm² 8,86 cm² -<br />

M psoas 9,34 cm² 17,49 cm² 20,56 cm² 17,61 cm²<br />

M rectus abdominis 9,10 cm² 7,80 cm² 7,45 cm² 8,04 cm²<br />

Mm obliqui 37,94 cm² 41,48 cm² 26,95 cm² 13,35 cm²<br />

M latissimus dorsi 5,08 cm² 5,08 cm² - -<br />

Nach den geometrischen Untersuchungen von TRACY ET AL 1989 ergeben sich für das<br />

Körpermodell eine entsprechende Rumpftiefe von 20,59 cm und eine Rumpfbreite von 34,56 cm<br />

des Rumpfes im Lumbalbereich. Die folgenden Angaben für die Muskelflächen und Länge der<br />

Hebelarme sind entsprechend der Angaben von TRACY ET AL 1989 berechnet:<br />

Tab. 92: Entfernung der Zentren der Hebelarme der Muskulatur vom Bandscheibenzentrum für das<br />

Körpermodell (NACH TRACY ET AL 1989)<br />

Muskeln L2-L3 L3-L4 L4-L5 L5-S1<br />

Angaben in mm ant-post lateral ant-post lateral ant-post lateral ant-post lateral<br />

M erect. spinae 62,84 40,66 62,62 41,53 65,23 35,66 67,08 23,7<br />

M. quadr. lumb. 38,27 53,84 37,82 81,43 37,51 85,23 - -<br />

M psoas 8,04 39,35 6,41 46,64 2,83 52,94 22,72 56,1<br />

M rect. abd. 96,32 38,38 86,43 36,75 80,34 37,72 88,38 30,66<br />

Mm obliquii 18,81 137,74 18,7 132,74 38,92 126,79 60,23 118,5<br />

M obliq. trans - - 15,55 112,52 - - - -<br />

M obliq. int. - - 10,44 123,82 - - - -<br />

M obliq. ext. - - 118,85 137,2 - - - -<br />

M latissimus 41,85 113,93 58,92 78,16 - - - -<br />

7.6. Daten für die Bewegungseinheiten der unteren Extremität<br />

Nach den Untersuchungen von VORONOV (2003) konnten die Muskelvolumen und<br />

Muskelquerschnitte der Muskeln, sowie die Umfänge von Oberschenkel und Unterschenkel für die<br />

Beinlänge des Körpermodells errechnet werden (VORONOV 2003). Für den Ober- und<br />

Unterschenkel des Körpermodells ergeben sich folgende Umfänge:<br />

Tab. 93: Muskelumfänge der unteren Extremität für das Körpermodell (nach VORONOV 2003)<br />

Muskelumfänge des Beines Oberschenkel Unterschenkel<br />

Proximal 57,76 cm 38,8 cm<br />

Mittig 53,40 cm 35,40 cm<br />

Distal 41,69 cm 26,44 cm<br />

130


Für die Muskeln der unteren Extremität errechneten sich nach VORONOV (2003) folgende<br />

Muskelvolumen und Muskelquerschnitte (VORONOV 2003):<br />

Tab. 94: Muskelumfänge und Muskelvolumen der Beinmuskeln für das Körpermodell<br />

Muskeln Querschnitt Volumen<br />

M glutaeus max 156,51 cm² 1014,3 cm³<br />

M glutaeus med 39,51 cm² 388,25 cm³<br />

M glutaeus min 18,57 cm² 121,54 cm³<br />

M tensor fascia lata 7,88 cm² 83,11 cm³<br />

Mm vasti 69,84 cm² 1625,11 cm³<br />

M rectus femoris 16,51 cm² 292,08 cm³<br />

M sartorius 4,97 cm² 135,68 cm³<br />

M gracilis 5,94 cm² 104,37 cm³<br />

Mm adductores 67,57 cm² 1012,14 cm³<br />

M biceps cl. 14,46 cm² 198,61 cm³<br />

M biceps c.b. 7,77 cm² 97,04 cm³<br />

M semimembranosus 17,16 cm² 262,94 cm³<br />

M semitendinosus 12,63 cm² 169,57 cm³<br />

M gastrocnemius lat 15,00 cm² 170,87 cm³<br />

M gastrocnemius med 19,86 cm² 299,74 cm³<br />

M soleus 37,13 cm² 595,5 cm³<br />

Mm flexores (M flex.hal.l, M 2,81 cm² 202,06 cm³<br />

flex.dig.lon)<br />

M tibialis posterior 5,07 cm² -<br />

M tibialis anterior 13,60 cm² 238,54 cm³<br />

Mm peronei 5,50 cm² 136,97 cm³<br />

Mm extensores (M ext.dig lon, ---<br />

M ext.hal.lon.)<br />

79,55 cm³<br />

Gesamt 537,96 cm² 722,98 cm³<br />

Für die Modellierung der Muskeln der untereren Extremität mit ihren dazugehörigen Sehnenlängen<br />

und Sehnenquerschnitten, können die Daten aus Tabelle 16 verwendet werden. Leider liegen keine<br />

Beinlängen vor, die mit der Beinlänge des Körpermodells in Relation gesetzt werden können.<br />

131


8. Diskussion<br />

Diese Arbeit fasst die anatomisch-funktionell Aspekte und die Daten der Materialeigenschaften der<br />

Strukturen des Bewegungsapparat zusammen, die für die Erstellung eines Multi-Segment-<br />

Körpermodells benötigt werden.<br />

Aufgrund verbesserter Rechnerleistung, Technologien und Programme ist die Entwicklung von<br />

Multi-Segment-Körpermodellen stetig vorangegangen. ANDERSEN 1999, und ANDERSON ET AL<br />

2001 entwickelten ein 10-Segment-Modell der unteren Extremität, mit 54 bewegenden Muskeln,<br />

und 6 Freiheitsgraden entwickelt. YAMAGUCHI (1990) hat mittels dynamischer Programmierung<br />

ein dreidimensionales Menschmodell mit acht Freiheitsgraden und zehn modellierten<br />

Muskelgruppen dynamisch gesteuert und hat damit stabile Gangzyklen erzeugt. GÜNTHER (1997)<br />

erstellte ein Muskel-mechanisches Menschmodell der unteren Extremität, mit dem Schwerpunkt<br />

der Bewegungssteuerung, nicht mit der Vorhersage der mechanischen Belastung anatomischer<br />

Strukturen. Körpermodelle der oberen Extremität existieren von GARNER (1998), der ein Modell<br />

der Schulter und des Thorax auf der Basis von dreidimensionalen Rekonstruktionen des Skeletts<br />

anhand von Transversalschnitten des menschlichen Körpers erstellte und Muskeln einfügte.<br />

Entsprechend ihrer Funktion wurde der M. trapezius in vier Muskelanteile unterteilt und der M.<br />

deltoideus in drei (GARNER 1998). Ein dynamisches Vier-Körper-Modell des Ellenbogens<br />

konstruierten LEMAY ET AL (1996) <strong>zur</strong> <strong>Simulation</strong> von Bewegungen des Unterarmes und der Hand<br />

(LEMAY ET AL 1996). Ein dynamisches 9-Segment-Nackenmodell entwickelte DE JAGER (2000),<br />

das detailliert aufgebaute Modell berücksichtigt die Nackenmuskulatur und Belastungen sowie<br />

Deformierungen der Bandscheiben, die Knochen der unteren und oberen Halswirbelsäule, sowie<br />

der Schädel werden als feste mechanische Körper dargestellt (DE JAGER 2000).<br />

Die Segmente dieser Untersuchungen sind in Form von geometrischen Körpern oder als<br />

Bildrekonstruktionen dargestellt und enthalten keine Gelenkstrukturen, wie Gelenkknorpel, Disci,<br />

Menisci und Bänder und Sehnen.<br />

In unserem Körpermodell werden diese Gelenkstrukturen berücksichtigt, so dass Segmente<br />

benötigt werden, die die Form der Knochen des Bewegungsapparates mit ihren charakteristischen<br />

Strukturmerkmalen und Konstruktionseigenschaften darstellen. Für die Modellierung der Segmente<br />

wurden deshalb Knochen eines Skeletts dreidimensional eingescannt und als Multi-Segmentmodell<br />

im Programm Solid Dynamics6.2 orientiert. Das Körpermodell besteht aus 178 knöchernen<br />

Segmenten und 52 knorpeligen Strukturen.<br />

Bei der Modellierung des menschlichen Bewegungssystems ist zu beachten, dass es sich, aufgrund<br />

der Fähigkeit seiner Strukturen <strong>zur</strong> Anpassung an die Funktion, um ein optimales,<br />

selbstregenerierendes System handelt. Folgen dieses Optimierungsprozesses sind konstruktive<br />

Lösungen, die im technischen Bereich so nicht vorkommen (GLASER 1989, KUMMER 1980). An<br />

132


Gelenken ist zu erkennen, dass sie keine rein mechanischen Formen aufweisen, sondern stets<br />

Mischformen und damit nichtdominante Bewegungen zulassen. Beispiel hierfür ist das obere<br />

Sprunggelenk, ein Scharniergelenk, dass als dominante Bewegung Plantarflexion und<br />

Dorsalflexion zulässt, durch die Form der Trochlea tali jedoch auch eine Bewegungsfähigkeit im<br />

Sinne von Abduktion und Adduktion ermöglicht (KAPANDJI 1990, WINKEL 1995, BETZ 2002).<br />

Die Fähigkeit, auf einwirkende Kräfte aktiv zu reagieren und sich der Beanspruchung funktionell<br />

anzupassen ist der grundsätzliche Unterschied zwischen dem biomechanischen Verhalten<br />

<strong>biologischer</strong> Systeme und dem rein passiven Verhalten technischer Baumaterialien (ENDLER 1980,<br />

KUMMER 1986, PAUWELS 1965, TILLMANN 1998). Das führt zu Materialeigenschaften die, im<br />

Gegensatz zu standardisierten technischen Materialeigenschaften, regional sehr unterschiedlich<br />

sind. Die in der Literatur gefundenen Einzelwerte für Knocheneigenschaften sind sehr variabel,<br />

erstens wegen unterschiedlich verwendeter Untersuchungsmethoden (Ultraschall, Zug- und<br />

Druckversuche), zweitens wegen verschiedener Präparationsmethoden der Proben (feucht, trocken,<br />

gefroren, mazeriert) und drittens aufgrund der Altersunterschiede der Probengeber (Mineralgehalt,<br />

Dichte, und Beanspruchungsrichtung), vergleiche dazu Tabelle 63 – 65, 84.<br />

Darüberhinaus sind die Materialeigenschaften von Knochen innerhalb des Knochens und je nach<br />

Belastungsrichtung sehr variabel. Für das Körpermodell würden diese komplexen Informationen zu<br />

diesem Zeitpunkt zuviel Rechnerkapazität beanspruchen. Hier sind Daten über die<br />

Festigkeitseigenschaften ganzer Knochen wünschenswert. Nur wenige Daten ganzer Knochen<br />

liegen vor:<br />

Tab. 95: (BURSTEIN U. WRIGHT 1997, MATHER 1967, YONGANANDAN ET AL 1990)<br />

Streckgrenze Zugfestigkeit Elastizitätsmodul<br />

HWK 3 301 N/mm² 393,61 N/mm²<br />

HWK 7 556,41 N/mm²<br />

Humerus 123 N/mm² 11000 N/mm²<br />

Femur 111 N/mm² 129 N/mm² 17000 N/mm²<br />

Tibia 179 N/mm² 14100 N/mm²<br />

Die Elastizitätsmodule der Knochen machen deutlich, dass die Knochen des menschlichen Skeletts,<br />

entsprechend ihrer topographischen Lage, Unterschiede in ihren <strong>Eigenschaften</strong> aufweisen. Die<br />

Knochen der Halswirbelsäule, die lediglich das Kopfgewicht zu tragen haben, weisen eine<br />

geringere Festigkeit auf als die Röhrenknochen auf, wobei die Festigkeit und auch Größe und<br />

Gewicht der Halswirbeln von oben nach unten zunehmen (vergleiche Tabellen: 95, 36, 37).<br />

Die Festigkeitseigenschaften, Größen und Massen der Röhrenknochen der oberen Extremität,<br />

ausgerichtet auf das Greifen und beansprucht auf Zug, sind geringer und ihre Muskelmasse kleiner,<br />

(siehe Tabellen: 95, 70, 76, 77) als die der unteren Extremität, die dem Tragen des<br />

Körpergewichtes dient und damit auf Druck beansprucht wird. Dementsprechend ist die<br />

Muskelmasse größer, die Röhrenknochen fester, größer und schwerer (Tabelle 56, 57, 95). Auch<br />

133


innerhalb der Extremität zeigen sich an den Röhrenknochen der unteren Extremität, entsprechend<br />

ihrer Belastung, topographische Unterschiede (vergleiche Tabelle 95).<br />

Die Dicke eines Gelenkknorpels ist abhängig von seiner funktionellen Belastung. Während<br />

Gelenke mit geringen Gelenkbelastungen, Facettengelenke, Gelenke der oberen Extremität, eine<br />

Knorpeldicke von ca. 1 mm aufweisen (WINKEL 1995), sind die Gelenke der unteren Extremität<br />

mit einer dickeren Knorpelschicht ausgestattet. Insbesondere die Dicke des retropatellaren<br />

Gelenkknorpels mit 7-9 mm ist Ausdruck der Druckkräfte, die im Gelenk herrschen. Der<br />

Elastizitätsmodul des Gelenkknorpels, der in der Literatur mit 490,5 N/mm² - 500 N/mm²<br />

angegeben wird ist zeitabhängig und verändert sich stetig, je nach Flüssigkeitsabgabe in den<br />

subchondralen Knochen (YAMADA 1970, HAYES 1971).<br />

Aufgrund der funktionellen Anpassung dürften sich die Gelenkknorpel der Extremitäten<br />

unterscheiden. In der Literatur wurden keine Angaben über funktionelle Unterschiede bezüglich<br />

der Materialeigenschaften der Extremitäten-Gelenkknorpel gefunden. Hier liegt Bedarf an<br />

Untersuchungen zu mechanischen Beanspruchung und Materialeigenschaften von Gelenkknorpel<br />

im Hinblick auf dessen topographische Lage im Bewegungsapparat.<br />

Faserknorpel, insbesondere die Bandscheiben und die Menisci sind umfangreich untersucht. Die<br />

Größen und die Materialeigenschaften der Bandscheiben unterscheiden sich regional und<br />

unterliegen belastungsabhängigen Schwankungen. Nach PUTZ (1981) sind die<br />

Dämpfungseigenschaften der Bandscheibe der LWS am geringsten trotz größerer<br />

Bandscheibenhöhe und Bandscheibendurchmesser. Entsprechend ihrer Funktion und dem größeren<br />

Gewicht, dass, sie tragen, sind sie fester als die cranialen, vergleiche dazu Tabelle 20. Für die<br />

Bewegungssegmente der Wirbelsäule liegen Steifigkeits- und Flexibilitätskoeffizienten für die<br />

Translations- und Rotationsrichtungen vor (siehe Tab. 24).<br />

Die Längen, Durchmesser und <strong>Eigenschaften</strong> von Sehnen liegen nicht für jeden Muskel vor. Und<br />

wenn, sind die gefundenen Werte abhängig von der Untersuchungsmethodik. Nach BUTLER (1984)<br />

verfügt die Sehne des M. gracilis über einen höheren E-Modul als die Sehne des M.<br />

semitendinosus, wobei letzterer, seitens seines physiologischen Querschnittes, um ein Vielfaches<br />

stärker ist, als der M. gracilis (siehe Tabelle 53). Diese Diskrepanz zwischen Funktion und<br />

Materialeigenschaften könnte durch Probleme bei der Probenfixierung entstanden ein (BUTLER<br />

1984).<br />

Für die Modellierung des Körpermodells können die durchschnittlichen Werte für die<br />

Sehneneigenschaften verwendet werden, der Sehnendurchmesser sollte sich aber nach Topographie<br />

und Funktion richten. Die Sehnen der Fingerbeuger- und Fingerstrecker sind lang und dünn, die<br />

Achillessehne ist die stärkste und dickste Sehne des Körpers. Längen und Insertionen der Sehnen<br />

134


ichten sich nach dem Muskelvolumen, der Länge der Hebelarme und der vorgegebenen<br />

Insertionen an den Knochensegmenten (siehe Tabelle 16).<br />

Bei der Feststellung der Querschnittsfläche des M. erector spinae wurden zwei unterschiedliche<br />

Messverfahren verwendet. LANGENBERG (1970) präparierte die Einzel-Muskeln des M. erector<br />

spinae und vermaß ihren Querschnitt. TRACY ET AL 1989 ermittelten die Querschnittsflächen der<br />

Rumpfmuskulatur mittels MRI-Aufnahmen. Dies mag eine Begründung dafür sein, dass sich die<br />

Querschnittsangaben und damit die Muskelkraft des M. erector spinae unterscheiden. Eine<br />

mögliche zweite Erklärung wäre, dass die untersuchten Personen über eine unterschiedliche<br />

Konstitution verfügen.<br />

Dem Scanning-Verfahren liegt das Skelett eines, mit 195 cm, relativ großen, außerhalb der Norm<br />

liegenden Menschen zugrunde. Normierte Daten für Körperlängen liegen aus dem ergonomischen<br />

Arbeitsbereich anhand der DIN Norm 33402 vor, die die zugehörigen Zahlwerte für die<br />

ergonomisch richtige Gestaltung von Arbeitsplätzen oder Produkten liefert:<br />

Tab. 96: Körperlängen nach DIN 33402 (nach WWW.ARSMARTEIALIS.COM)<br />

Männer (90%) Frauen (90%)<br />

Körpergröße 1735 mm 1617 mm<br />

Beinlänge (gemessen im Sitz 1044 mm<br />

mit gestrecktem Bein vom<br />

Becken bis Ferse)<br />

1040 mm<br />

Armlänge (gemessen mit 724 mm 689mm<br />

ausgestrecktem Arm und einen<br />

Stab senkrecht haltend vom<br />

Schulterblatt bis zum Stab)<br />

Die in der Literatur gefundenen Daten basieren im Gegensatz dazu häufig auf den Befunden älterer<br />

und kleinerer Menschen. Die Kombination der Daten im Modellierprozess kann daher zu<br />

Diskrepanzen und Verzerrungen führen, wie im Folgenden kurz erläutert wird:<br />

Basis für die Modellierung der Wirbelsäule des Körpermodells ist die Orientierung des Sakrums<br />

nach einem Sakralwinkels von 30° (siehe Abbildung 48). Die Wirbelknochen werden nach den<br />

Winkelangaben aus der segmentalen Analyse der sagittalen Krümmungen nach COB (siehe<br />

Abbildung 33) angeordnet. Die Abstände der Wirbelkörper, also die Bandscheibenhöhe wurden der<br />

Tabelle 89 entnommen, die die errechneten Bandscheibenhöhen für das Körpermodell darstellt.<br />

An der rechten Lendenwirbelsäule in Abbildung 83 im Bereich L3/2 wird deutlich, dass es bei der<br />

Modellierung mit einem Winkel von 23° und einer errechneten Bandscheibenhöhe von 7,82 mm<br />

<strong>zur</strong> Berührung der Dornfortsätze kommt. Da die Höhen der Bandscheiben interindividuell und<br />

intraindividuell sehr stark differieren (PUTZ 2003) werden bei der Modellierung die Winkel der<br />

135


Wirbelkörperdeckplatten <strong>zur</strong> Horizontalen und die Stellung der Facettengelenke <strong>zur</strong> Orientierung<br />

der Wirbelkörper verwendet und die Bandscheibenhöhen entsprechend eingepasst.<br />

Abb. 83: Darstellungen der LWS (KÖRPERMODELL 2004)<br />

Berührung der Dornfortsätze<br />

Eine ähnliche Problematik zeigte sich bei den Rippen-Wirbelkörper-Verbindungen und den<br />

Rippen-Sternum-Verbindungen, da die eingescannten Knochen von unterschiedlichen Spendern<br />

entstammten (siehe Kapitel 2). Um die Verbindungen passend zu machen, wurden die<br />

Knochenelemente im Einzelnen in ihrer Größe verändert.<br />

Auf dem Weg <strong>zur</strong> komplexen Modellierung des menschlichen Bewegungssystems liegt unser<br />

Schwerpunkt auf einem hohen Realitätsgehalt der geometrischen Konstruktion. Durch realistische<br />

Knochenformen können charakteristische Zwangsbedingungen, wie Mechanismen <strong>zur</strong> Führung der<br />

Gelenkoberflächen in vorgegebenen Bahnen, und Verschiebungen der Rotationsachsen bei<br />

Gelenkbewegungen berücksichtigt werden.<br />

Bei unserem Modell sind die Muskeln noch nicht eingefügt. Der Versuch ein Muskelmodell mit<br />

Solid Dynamics6.2 zu konzipieren, dass aus seinen elementaren Komponenten besteht, ist wenig<br />

hilfreich, da für das Sarkomer zuviel Rechnerkapazität benötigt wird, siehe Abbildung 28.<br />

Sinnvoller ist die Modellierung des Kontraktionsverlaufes aus globaler Sicht in Form von weichen<br />

Volumenstrukturen. Beabsichtigt ist das Einscannen von dreidimensionalen, realitätsnahen<br />

Plastilin-Muskeln, die dann in das Körpermodell integriert werden, siehe Abbildung 3. Zum einen<br />

kann die Trägheit der Muskelmasse mitanalysiert werden (GRUBER ET AL. 1998) und zum anderen<br />

der spiralige Verlauf von Muskeln berücksichtigt werden. Bei der linearen Darstellung von<br />

Muskelverläufen der unteren Extremität kam es zu Modellverzerrungen, weil der M. sartorius<br />

durch den medialen Condylus des Femurs verlief (KEPPLE ET AL. 1994). Beim Menschen weist der<br />

M. sartorius einen spiraligen Verlauf um die vordere Oberschenkelmuskulatur auf, wodurch er<br />

136


nicht nur zu einer gegensinnigen Funktion im Hüft- und Kniegelenk befähigt ist, sondern auch<br />

insgesamt länger länger ist (BETZ 2002).<br />

a.) b.)<br />

Abb. 84: a.) Lineares Modell der Muskeln der unteren Extremität (RIEHLE 2004); b.) spiraliger<br />

verlauf des M. sartorius als Leitmuskel (BETZ 2002)<br />

Im Folgenden sind einige grundlegenden Annahmen aufgeführt, die der vereinfachten<br />

Darstellungen von Muskelmodellen dienen:<br />

• der Muskel ist nicht gefiedert<br />

• die Muskelfaserlänge ist mit der Länge des Muskels identisch<br />

• der Muskel hat ein konstantes Volumen<br />

Volumengaben, Muskelquerschnitte und Muskellängen können den Tabellen 56, 70, 76<br />

entnommen werden.<br />

Die Modellierung der Muskeln sollte die Sehnen und deren mechanische <strong>Eigenschaften</strong><br />

miteinbeziehen, da sie als Verankrungs- und Verbindungselement mit dem passiven<br />

Bewegungsapparat ein fester Bestandteil der Muskeln sind, siehe auch Abb. 22.<br />

Die Aufgabe der Muskulatur besteht einerseits darin, Stabilität, unabhängig von der<br />

Ausgangssituation zu gewährleisten, und andererseits Bewegung unter synchroner<br />

Stabilitätsgarantie zuzulassen. Dies setzt ein Regelsystem voraus, welches ein kompliziertes,<br />

vielschichtiges Muskelspannungsverhalten von Kokontraktionen und Kosynergistischer Aktivität<br />

neben gleichzeitiger koordinierter Hemmung und Entspannung ermöglicht.<br />

Insgesamt ist bei der Modellierung von Muskulatur und ihrer Wirkung auf das Skelettsystem zu<br />

beachten, dass Muskeln nicht nur Effektoren einer Bewegung, sondern auch Rezeptoren sind, die<br />

Informationen über Bewegungsablauf und Stellungsänderung des Muskels als Afferenz zum ZNS<br />

137


senden. Die afferenten Informationen werden auf mehreren Ebenen innerhalb des ZNS verarbeitet,<br />

um funktionell integrierte Bewegungsmuster von Muskelaktivität zu produzieren (DIETZ 1992).<br />

Eine funktionelle Bewegungsausführung ist demnach die optimale Antwort auf externe<br />

(Umweltbedingungen, Schwerkraft, Beschleunigungen, Bodenreaktionskräfte) und interne<br />

Bedingungen (Konstitution, Muskelverhältnisse) (MASSION 1991).<br />

Weitere Arbeiten <strong>zur</strong> Entwicklung eines realitätsnahen Köpermodells sind nötig, die sich mit der<br />

Integration der Muskeln in das Körpermodell und darüber hinaus in ein neuro-arthro-muskuläres<br />

System, im Hinblick auf Bewegungssteuerung und Kontrolle, befassen.<br />

138


9. Zusammenfassung<br />

Körpermodelle <strong>zur</strong> Analyse von Belastung und Beanspruchung des menschlichen<br />

Bewegungsapparates und seiner Teilstrukturen werden in den letzten Jahrzehnten, dank<br />

verbesserter Computertechnologien immer komplexer und realtitätsnaher dargestellt. Während in<br />

den 60er Jahren ein Körpermodell aus 15 geometrischen Segmenten bestand, werden heute Multi-<br />

Segment-Körpermodelle entwickelt, deren Teilelemente nach Bildvorlagen rekonstruiert sind.<br />

Um dem Anspruch nach realitätsnahen und anatomisch korrekten Teilelementen <strong>zur</strong> Erstellung<br />

eines Körpermodell gerecht zu werden, haben wir die Knochen eines menschlichen Skelettes mit<br />

einem dreidimensionalen Laserscanner eingescannt und im Programm Solid Dynamics6.2 zu einem<br />

Multi-Segment-Körpermodell, bestehend aus 178 köchernen und ca. 52 knorpeligen Teilelementen,<br />

angeordnet.<br />

Ziel dieser Arbeit ist es, grundlegende Daten über die eingescannten Knochen, die Anordnung der<br />

Skelettelemente zueinander, Materialeigenschaften der Strukturen des Bewegungsapparates sowie<br />

funktionelle Zusammenhänge zusammenzutragen, die es dem Modellbauer ermöglichen, ähnlich<br />

einem Baukastensystem, die Skelettelemente zu einem Multi-Segment-Körpermodell<br />

zusammenzufügen, die verbindenden und stabilisierenden Strukturen zu modellieren und die<br />

jeweiligen Materialeigenschaften einzugeben.<br />

Für die Erstellung dieses Körpermodelles sind folgende Angaben nötig:<br />

- Winkelangaben zu Knochenpositionen bezogen auf die Raum- und/oder Körperebenen<br />

- Positionen der Gelenkpartner zueinander<br />

- Freiheitsgrade der Gelenke und Bewegungsausmaße<br />

- Längsachsen der Extremitäten und des Rumpfes<br />

- Angaben über Längen, Größen und Dicken der Strukturen des Bewegugnsapparates<br />

- Angaben über Gewichte der Teilelemente, Körperteilgewichte und Körpergewichte<br />

- Angaben über Längen Breiten und Höhen des Modells<br />

- Materialeigenschaften der Strukturen des Bewegungsapparates<br />

- Angaben über Muskellängen, -volumen und –querschnitte<br />

Die eingescannten Knochen wurden gewogen und vermessen, um für jedes Teilelement die<br />

entsprechende Masse eingeben zu können und um Hebellängen und anthropometrische Daten<br />

berechnen zu können. Anhand der Vermessungen und der Literaturangaben ist es möglich, die<br />

Körperlänge, Teilkörperlängen, das normierte Körpergewicht, und Teilkörpergewichte für das<br />

Körpermodell zu bestimmen.<br />

Bezüglich der Materialeigenschaften der Elemente des Bewegungsapparates liegen ausführliche<br />

Daten über die Festigkeit von Knochen vor. Sie entstammen größtenteils Untersuchungen, die <strong>zur</strong><br />

139


Entwicklung von Endoprothesen dienen und deshalb den mikrostrukturellen Bereich in<br />

spezifischen Knochenregionen untersuchen.<br />

Nur wenige Daten liegen über die Materialeigenschaften ganzer Knochen vor, sie zeigen deutlich<br />

die Abhängigkeit der Materialeigenschaften von der topographischen Lage im Bewegungsapparat<br />

im Sinne der funktionellen Anpassung. Interessant wäre es, die eingescannten Knochen hinsichtlich<br />

ihrer Materialeigenschaften im Ganzen zu untersuchen.<br />

Angaben zu Materialeigenschaften von Gelenkknorpel liegen nur im geringen Umfang vor, da,<br />

aufgrund seiner Inhomogenität die Arbeit mit Gelenkknorpel werkstoffkundlich schwierig ist.<br />

Detaillierte Daten liegen für Faserknorpel vor, insbesondere die Bandscheiben und die Menisci des<br />

Kniegelenkes sind umfangreich untersucht worden.<br />

Die Bänder des Bewegungsapparates sind für das Kniegelenk, die Wirbelsäule und zum Teil für<br />

das Hüftgelenk beschrieben und Daten für Längen, Breiten und Dicken sowie ihrer<br />

Materialeigenschaften liegen vor. An den weiteren Gelenken liegen die Bänder als<br />

Kapselverstärkungszügel vor, d.h. sie sind in annähernd fächerförmig in die Kapsel integriert und<br />

in Hauptzugrichtung am dicksten, Länge und Breite werden durch die Form der Gelenkpartner<br />

vorgegeben. Daten liegen nicht vor, der Modellbauer kann sich allerdings an den knöchernen<br />

Orientierungspunkten, die das Körpermodell vorgibt, orientieren.<br />

Der aktive Bewegungsapparat ist in seiner funktionellen Anatomie und den Materialeigenschaften<br />

im mikrostrukturellen und makrostrukturellen Bereich ausführlich beschrieben. Ansätze, Verlauf<br />

und Ursprünge der Muskeln sind nur teilweise aufgeführt, da die Struktur der eingescannten<br />

Knochen die Insertionsflächen vorgibt und die Länge des Muskel-Sehnenkomplexes von der Größe<br />

der Knochen abhängig ist.<br />

Werte für Muskelvolumen, Muskellängen, Muskelquerschnitte sowie Sehnenlängen und<br />

Sehnendurchmesser sind für die untere Extremität, anhand der Literaturangaben, der vermessenen<br />

Knochendaten und der anthropometrischen Angaben, berechnet.<br />

Bewußt ist auf die Darstellung der neuromuskulären Ansteuerung der Muskulatur verzichtet<br />

worden, hier besteht Bedarf an weiteren Arbeiten, die sich mit der Ansteuerung der Muskulatur,<br />

den Kontrollmechanismen und der Koordination der funktionellen Muskelgruppen beschäftigen.<br />

Mit Hilfe dieser Arbeit sollte es dem Modellbauer möglich sein, sein Körpermodell zu erstellen<br />

und den Teilelementen die anatomischen und biomechanischen Materialeigenschaften einzugeben,<br />

mit dem Ziel Bewegung zu simulieren.<br />

140


10. Anhang:<br />

Author Yonganandan N. et Galante J. et al. 1970 Hansson T.H. et al.<br />

al. 1990<br />

1987<br />

Location C3 - C7 L3 /L4 L1-L4<br />

Geometry (mm) whole vertebra bodies cylinder d =7 or 10 , h<br />

= 10<br />

10 x 10 x 10<br />

Strain-rate<br />

loading-rate<br />

1/sec 2.54 mm/s 0.0016 0.009<br />

Testing conditions compression between uniaxial compression, uniaxial compression,<br />

2 solid cylinders,<br />

wet, fresh frozen<br />

wet, fresh frozen wet, fresh-frozen<br />

Specimen No 19 total 71, orthogonal 45 231<br />

Ultimate strength 3.01 (0.95) 2.090 (0.161) 1.55 (1.11)<br />

(MPa) x-dir = S-I<br />

Ultimate strength<br />

0.737 (0.105)<br />

(MPa) y-dir = M-L<br />

Ultimate strength<br />

0.851 (0.127)<br />

(MPa) z-dir = A-P<br />

Ultimate Strain % 31 (9) 7.4 ( 2.4)<br />

Stiffness (MPa) E1<br />

Stiffness (MPa) E2<br />

Stiffness (MPa) E3<br />

Poisson's ratio v21<br />

Poisson's ratio v31<br />

mean=393.61 (150.64)<br />

C3=279.95; C7=556.41<br />

22.8 (15.5)<br />

Comments • female, 67-91 year<br />

old, compressed to<br />

•<br />

•<br />

•<br />

•<br />

50% of initial hight<br />

left endplates intact<br />

stiffness increased<br />

from C3 to C6,<br />

decreased from C6 to<br />

C7 to approx. 480<br />

Mpa<br />

force to failure<br />

decreases with age<br />

bone mineral<br />

content BMC (g) =<br />

1.94 (0.44), heigth<br />

(mm) = 15.8 (2.34),<br />

area (mm 2 • increasing the • humans, mean age<br />

strain-rate from 77.7 years<br />

•<br />

•<br />

•<br />

•<br />

) = 426.14<br />

(490.84)<br />

force to failure (N) =<br />

1273.14 (490.84)<br />

deformation to<br />

failure (mm) = 4.78<br />

(1.20)<br />

0.0016 /sec to 0.016<br />

/ sec resulted in an<br />

increase in<br />

compressive<br />

strength from 2.184<br />

(0.383) to 3.133<br />

(0.375) Mpa<br />

apparent density<br />

0.23 (0.02)<br />

eqn for linear<br />

regression<br />

•<br />

•<br />

•<br />

marrow in-situ<br />

platens contained<br />

annulus for correct<br />

specimen alignment<br />

(constraint effects)<br />

dry density 0.15<br />

(0.06) g/cm 3<br />

•<br />

•<br />

•<br />

provides eqn for<br />

linear and power<br />

relationship between<br />

strength and E vs<br />

dry density<br />

Bone mineral<br />

content is low<br />

the E value appears<br />

to be low by a factor<br />

of 10.<br />

141


Author Zhu M. et al. 1994a Zhu M. et al. 1994b<br />

Location lumbar vertebra lumbar vertebra<br />

Geometry (mm) 9 x 9 x h = 5, 9, 16 9 x 9 x 9<br />

Strain-rate 1/sec<br />

loading-rate<br />

0.01 max. 1% strain<br />

Testing conditions compression, wet, fresh frozen,<br />

thawed 20 o<br />

non-destructive compression,<br />

wet, fresh frozen, thawed 20 o<br />

Specimen No<br />

Ultimate strength (MPa)<br />

x-dir = S-I<br />

Ultimate strength (MPa)<br />

y-dir = M-L<br />

Ultimate strength (MPa)<br />

z-dir = A-P<br />

Ultimate Strain %<br />

123 5<br />

Stiffness (MPa) E1<br />

5 mm: 185 (94)<br />

SI: 234<br />

9 mm: 301 (130)<br />

16 mm: 321 (151)<br />

range 43 - 383<br />

Stiffness (MPa) E2<br />

Stiffness (MPa) E3<br />

Poisson's ratio v21<br />

Poisson's ratio v31<br />

Poisson's ratio v32<br />

AP/ML: 105<br />

range 7 - 173<br />

Comments • humans, 29-60 year old,<br />

• compressed until non-destr.<br />

strain or failure (5 mm<br />

specimen).<br />

• dependence modulus on<br />

specimen height<br />

• apparent dry density: 0,2<br />

(0,05) g/cm 3<br />

• humans, mean age 40.5 year<br />

• also anisotropy, orientation<br />

angle, bone area fraction and<br />

trabecular width measured<br />

• no significant correlation<br />

between E-modul and surface<br />

struct indexes found<br />

• apparent density was<br />

• modulus underestimated 14% correlated with E-modul<br />

• short specimens should be<br />

avoided<br />

• higher strains in surface layer<br />

then in bulk regions<br />

• also tests on Polyurethaan<br />

142


Author Yahia L.H. et al 1988 Ashman R.B. et al 1987<br />

Location lumber vertebra vertebra T3-L2<br />

Geometry (mm) 10 x 10 x 10 d=5, l=10-15<br />

Strain-rate 1/sec 0.012<br />

loading-rate<br />

Testing conditions compression, defatted and oven dried fresh, defatted<br />

Specimen No 30 72<br />

Ultimate strength (MPa)<br />

x-dir = S-I<br />

Ultimate strength (MPa)<br />

y-dir = M-L<br />

Ultimate strength (MPa)<br />

z-dir = A-P<br />

Ultimate Strain %<br />

Stiffness (MPa) E1<br />

L3 = 452 (134)<br />

L4 = 346 (138)<br />

Stiffness (MPa) E2 L3 = 241 (118)<br />

L4 = 207 (93)<br />

Stiffness (MPa) E3 L3 = 251 (69)<br />

L4 = 250 (82)<br />

Poisson's ratio v21 L3 = 0.521(0.443)<br />

L4 = 0.397 (0.238)<br />

Poisson's ratio v31 L3 = 0.394 (0.360)<br />

Poisson's ratio v32<br />

L4 = 0.301 (0.270)<br />

L3 = 0.551 (0.158)<br />

L4 = 0.435 (0.124)<br />

Comments • female and male 20 - 35 years<br />

• special designed triaxial testing<br />

•<br />

apparatus using hydrostatic pressure<br />

good describtion<br />

E1=P-D, E2=M-L, E3=A-P,<br />

preconditioned, non-destructive test<br />

• E L3 & L4 no significant difference<br />

• provides constitutive eqn for orthogonal<br />

materials<br />

337 (86)<br />

180 (70)<br />

251 (101)<br />

G12 = 83.5 (29.5) Mpa<br />

G23 = 71 (37.5) MPa<br />

G31 = 76 (31.5) Mpa<br />

143


Author Dechow P.C. et al. 1993 Dechow P.C. et al. 1993 (38)<br />

Type of bone C C<br />

Location mandible Supraorbit<br />

Geometry (mm) 5 x 5 x2-3 5 x 5 x2-3<br />

Strain-rate 1/sec<br />

Testing conditions ultrasound 2.25 MHz, fresh<br />

frozen<br />

No of speciemens 17 14<br />

E1 MPa 11300 (2400) 10900 (3100)<br />

E2 13800 (2800) 15200 (4500)<br />

E3 19400 (4000) 15200 (3500)<br />

G12 MPa 4500 (1000) 3900 (1300)<br />

G13 5200 (1000) 3900 (1100)<br />

G23 6200 (700) 5200 (1100)<br />

v12 0.274 (0.166) 0.278 (0.087)<br />

v13 0.237 (0.125) 0.264 (0.113)<br />

v21 0.317 (0.168) 0.376 (0.093)<br />

v23 0.273 (0.080) 0.229 (0.048)<br />

v31 0.405 (0.206) 0.357 (0.139)<br />

v32 0.376 (0.073) 0.244 (0.088)<br />

Comments<br />

- Statistical significant<br />

difference between the<br />

elastic constants of the<br />

mandibular and supraorbital<br />

region,<br />

- sample stored in 95%<br />

ethanol and isotonic saline in<br />

equal proportions bone<br />

maintained its elastic<br />

properties,<br />

- material directions see<br />

drawing<br />

144


Author Dalstra M. et al. 1993 Dietschi C. 1978<br />

Location pelvic , see drawing Pelvic<br />

Geometry (mm) 6.5 x 6.5 x 6.5 45 x 10 x 4<br />

Strain-rate 1/sec 0.001<br />

Testing conditions unconstrained compression to max 0.8%<br />

strain, preconditioned between 2N (0% strain)<br />

4 point bending under<br />

constant load, fresh<br />

Specimens No<br />

to 0.8% strain<br />

33<br />

Ultimate strength (MPa) see chart below<br />

x-direction (longitudinal)<br />

Ultimate strength (MPa)<br />

y-direction<br />

Ultimate strength (MPa)<br />

z-direction<br />

Stiffness (MPa) E1 59,8 MPa dense trabecular 200-<br />

400 trabecular 70<br />

Stiffness (MPa) E2 50,1 MPa<br />

Stiffness (MPa) E3<br />

Ultimate strain (%)<br />

38,3 MPa<br />

Comments<br />

- apparent density 0.345 (0.219) g/cm³<br />

- Investigated the<br />

- described areas of different apparent density, see corticalis too<br />

drawing,<br />

- no info on the direction<br />

- alignment of trabeculae diff. at diff. posn --> of the bone structure<br />

assumed that axes of mean intercept length are - no info about number of<br />

principle axes<br />

samples used,<br />

- transformed measured data to determine E, G<br />

and Poisson's ratio, confident limit 95%,<br />

- provided regression equation between E and<br />

apparent densities<br />

- mean, very crude info<br />

4<br />

3<br />

1<br />

2<br />

0.15 (0.03)<br />

0.08 (0.02)<br />

0.17 (0.04)<br />

0.12 (0.04)<br />

Values inside the regions represent<br />

the apparent densities in g cm -3<br />

Dalstra M. et al.<br />

145


Author Gevers G. et al. Wolfinbarger L. et Dietschi C. 1978<br />

1989<br />

al. 1994<br />

Location iliac crest iliac crest pelvic cortical bone<br />

Geometry (mm) cylinder<br />

h=6.4-8.2<br />

d=8, Wedges 40x11x1.5<br />

Strain-rate 1/sec 7 0.03 - 0.06<br />

Testing conditions uniaxial<br />

uniaxial compression, 4 point bending under<br />

compression to freeze-dried or frozen- constant load, fresh<br />

15% strain,<br />

between platens,<br />

wet, fresh, frozen<br />

thawed or rehydrated<br />

Specimens No 27 26 FD, 171 FT, 53 RE<br />

Ultimate strength OA grade 0-1 = 5.8 FD: 15.48 (5.07)<br />

(MPa)<br />

(2.3); OA grade 2-4 FT: 19.03 (6.25)<br />

x-dir.(longitudinal) = 7.9 ( 3.1) RE: 20.27 (6.81)<br />

Ultimate strength<br />

(MPa) y-direction<br />

Ultimate strength<br />

(MPa) z-direction<br />

Stiffness (MPa) E1 OA grade 0-1 = 285 FD: 119.28 (56.72) 800-850<br />

(147); OA grade 2- FT: 105.53 (45.13)<br />

4 = 405 (165) RE: 81.74 (44.43)<br />

Stiffness (MPa) E2<br />

Stiffness (MPa) E3<br />

Ultimate strain (%)<br />

Comments - samples obtained 2 - 61 ilia, male, range 17cm<br />

behind ant.-sup. 60 years.<br />

Spine<br />

- Deformation rate 35<br />

- used special rig with mm/min<br />

hydraulic cylinder - RE and FT similar load<br />

- significant increase deformation curves, FD<br />

in strength and very brittle.<br />

modulus in OA group - Strain rate was high,<br />

grade 2-4<br />

compr. strength maybe<br />

cancellous bone<br />

- observed an on conservative side.<br />

cortical bone<br />

significant increase in - Correlations made<br />

trab bone volume and between mech. properties<br />

the width of the<br />

trabeculae from group<br />

(0-1) to group (2-4).<br />

and physical parameters<br />

dense cancellous bone<br />

Dietschi C. et al.<br />

146


Author Reilly D.T. et al.<br />

1974<br />

Reilly D.T. et al.<br />

1974<br />

Reilly D.T. Burstein<br />

A.H. 1975<br />

Reilly D.T.<br />

Burstein A.H.<br />

1975<br />

Type of<br />

bone<br />

C C C C<br />

Location diaphysis femur diaphysis femur diaphysis femur diaphysis femur<br />

Geometry 2 x 2 x 6 2 x 2 x 6 cylinder d = 3 , h = 15 cylinder d = 3 , h =<br />

(mm)<br />

15<br />

Strain-rate<br />

1/sec<br />

0.05 0.05 0.02 - 0.05 0.02 - 0.05<br />

Testing compression, wet, tension, wet, compression, wet, fresh tension, wet, frozen<br />

conditions fresh frozen fresh frozen frozen<br />

No of 95 101 long 24<br />

long 59<br />

specimens<br />

trans 13<br />

trans 45<br />

Ultimte 190 (14.1) 128 (10.7) long 205 (17.3) long 135 (15.6)<br />

strength<br />

(MPa)<br />

trans 131 (20.7) trans 53 (10.7)<br />

Ultimate 2.10 2.70 long 1.80<br />

long 3.10<br />

strain (%)<br />

trans 5.80<br />

trans 7.00<br />

Stiffness<br />

(MPa) E1<br />

16400 (2870) 17300 (1980) 18200 (850) 17400 (3610)<br />

Stiffness<br />

(MPa) E2<br />

Stiffness<br />

(MPa) E3<br />

11700 (1010) 12700 (2960)<br />

Poisson´s<br />

long = 0.38,<br />

long = 0.39<br />

Ratio<br />

trans = 0.63<br />

trans = 0.54<br />

Comments - found no significant difference in E in - provides equations for shear modelus<br />

compression or tension<br />

- shear modulus G = 3.36 (0.41) GPa (n=176),<br />

- demonstrate well the sample preparation - shear strength torr= 68 3.4) MPa (n=12)<br />

method and experimental set-up<br />

- destructive testing<br />

- see below for sample geometry. - used transversly isotropic model<br />

- see below for sample geometry.<br />

147


Author Katsmanis F. et Raftopoulos D. et al. 1993 Yamanda Evans 1973<br />

al. 1990<br />

1970<br />

Type of bone C C C C<br />

Location diaphysis femur Diaphysis femur femur Femur<br />

Geometry (mm)<br />

Hopkinson = 4 x<br />

10.5 x 216<br />

see drawing below<br />

Strain-rate 1/sec<br />

Hopkinson = 100 static= 0.00002<br />

static = 0.00002 intermediate = 0.04<br />

Testing<br />

Tensile<br />

tensile using strain-gauges, tensile and tensile and<br />

conditions incorperating static = Instron,<br />

compression, compression,<br />

strain gauges, intermediate = drop-weight, wet, fresh wet, fresh<br />

embalmed, dry,<br />

Hopkinson bar<br />

technique and<br />

Instron<br />

dry<br />

No of specimens<br />

Hopkinson = 3<br />

static = 12<br />

15-20 t = 23, c = 7<br />

Ultimte strength<br />

static = 106<br />

t = 124 (1.1) t = 65.1<br />

(MPa)<br />

intermediate = no data c = 170 c = 86.3<br />

Ultimate strain<br />

t = 1.41 t = 1.47<br />

(%)<br />

c = 1.80 c = 0.61<br />

Stiffness (MPa) Hopkinson = static = 16200<br />

t = 17600 t =11950<br />

E1<br />

19900<br />

static = 16200<br />

intermediate 17900<br />

Stiffness<br />

E2<br />

(MPa)<br />

Stiffness<br />

E3<br />

(MPa)<br />

Poissons Ratio<br />

Comments<br />

Hopkinson = 0.36<br />

static = 0.36<br />

- dynamic and<br />

static modulus<br />

same in tension as<br />

in compression ie.<br />

no statistical<br />

difference<br />

- regional<br />

difference within<br />

the diaphys.,<br />

- E dynamic 23%<br />

greater than<br />

Estatic<br />

- one femur only<br />

- see Raftopoulos<br />

et al. for<br />

continuation<br />

static = 0.36<br />

intermediate 0.36<br />

- increases with increasing<br />

strain rate<br />

- visco-elastic, Poisson´s ratio<br />

does not change with strain<br />

rate<br />

-carried out fast strain rate<br />

exp using Hopskinson Bar<br />

- good describt/drawing of<br />

intermediate setup<br />

- relationship between E and<br />

strain rate a straigth line on<br />

Log scale<br />

-split diaphysis into 4 regions<br />

and evaluated each, one femur<br />

only, see below for sample<br />

geometry<br />

148


Author M. Martens et al. 1983 Jensen N.C. et al. 1991<br />

Type of bone T T<br />

Location femur head os calcanei<br />

Geometry (mm) cylinder, d = 8, h = 8 cylinder d=6.5, h = 6.5<br />

Strain-rate 1/sec 7 0.01<br />

Testing conditions compression, wet, frozen uniaxial destructive and<br />

nondestructive compression,<br />

Ultimte strength<br />

(MPa) x-dir<br />

Ultimte strength<br />

(MPa) y-dir<br />

Ultimte strength<br />

(MPa) z-dir<br />

Head = 9.3 (4.5),<br />

Neck = 6.6 (6.3),<br />

Intertrochanteric = 3.6 (2.3)<br />

Head = 10.2 (3.3),<br />

Neck = 2.8 (1.3),<br />

Intertrochanteric = 3.7 (1.5)<br />

Head = 4.9 (1.27),<br />

Neck = .965 (0.332),<br />

Intertrochant = 0.595(0.205)<br />

Stiffness (MPa) E1 Head = 900 (710),<br />

Neck = 616 (707),<br />

Intertrochanteric = 263 (170)<br />

Stiffness (MPa) E2 Head = 811 (604),<br />

Neck = 174 (84),<br />

Intertrochanteric = 317 (293)<br />

Stiffness (MPa) E3 Head = 403 (65.76),<br />

Neck = 63 (7.07),<br />

Intertrochant = 12.45 (6.43)<br />

Comments - Max deformation 15 % measured<br />

using linear extensometer, indenter<br />

flat platens, upper and lower<br />

surfaces of the bone slices polished<br />

in deep frozen condition (liquid<br />

nitrogen, milling maschine)<br />

preconditioning, fresh frozen<br />

FAC 6.2 (1.0); FAP 6.5 (1.0)<br />

TC 2.3 (1.0)<br />

FAC 460 (70); FAP 455 (62)<br />

TC 114 (45)<br />

FAC 2.9 (0.1); FAP 2.7 (0.2)<br />

TC 2.9 (0.3)<br />

apparent density g/cm³<br />

FAC 0.42 (0.03)<br />

FAP 0.56 (0.03)<br />

TC 0.37 (0.04)<br />

Provided regression equation to<br />

correlate apparent density to<br />

strength, only info avail for this<br />

region, no principal trabecular<br />

orientation has been identified, see<br />

drawing for the evaluated planes<br />

149


Author L. Rohl et al. L. Rohl et al. KN Bachus, GO KN Bachus, GO<br />

1991<br />

1991<br />

Baird 1991 Baird 1991<br />

Type of bone T T T T<br />

Location Prox tibia below Prox tibia below Prox tibia Prox tibia<br />

SB<br />

SB<br />

Geometry (mm) 9x9x20 9x9x20 5 mm transverse D 07,5 mm core,<br />

wafers<br />

5 mm thick<br />

Strain-rate 1/sec 0,005 0,005 0,05 0,05<br />

Testing<br />

Compression, Tensile,<br />

Compression (in- Compression<br />

conditions preconditioned, preconditioned situ), fresh, (coring method)<br />

sequence CT; CT seuqense CT, CT frozen<br />

from 0% defom. from 0% deform.<br />

at 2N to 0,2% at 2N to 0,2%<br />

strain<br />

strain<br />

Wet, fresh, frozen Wet, fresh, frozen<br />

No of specimens Total 60, Total 60, 3 matched pairs of tibia<br />

destructive 15 destructive 15<br />

Ultimate strength 2.22 (1.42) 2.54 (0,49) 5.8 (3.8) 5.8 (4.2)<br />

(MPa)<br />

Range 0,51-5,6) Range 0,92 -5,38 Range 1.4 -11.2 Range 1.6 -12.5<br />

Ultimate strain 1.11 (0,63) 1.55 (o.49)<br />

(%)<br />

Range 0.3 -2.79<br />

Stiffness (MPa) 485 (333) 483 (323) 1217 (1027) 1532 (1057)<br />

E1<br />

Range 317-2910 Range 453E the<br />

same for tension<br />

& compression<br />

Comments E the same for tension & compression - flat faced -lat faced<br />

-bone blown free of marrow with air jet cylindrical indenter cylindrical indenter<br />

- used Instron with 10 KN load cell d=7.5 mm d=7.5 mm<br />

- embeded either end of sample in epoxy- - bone restrained - bone restrained<br />

resin<br />

by its own by aluminium<br />

- mean CT-density r=1.049 (0.057), structure<br />

cylinder<br />

- provides coefficients and regression - hydraulic - hydraulic<br />

parameters for power law relationship materials testing materials testing<br />

between r and mech parameters.<br />

machine<br />

machine<br />

150


Author R. Hodgskinson & Linde et al. 1988 Odgaard A. et Hvid I. et al. 1989<br />

J.D. Currey, 1990<br />

al. 1989<br />

Type of bone T T T T<br />

Location prox & distal femur, Proximal tibia Proximale tibia Condylar area of<br />

prox & distal tibia epiphysis<br />

proximal tibia<br />

Geometry 10x10x10 Cylinder d = 7,5, h Cylinder d = 5, Cylinder d = 7,5, h =<br />

(mm)<br />

= 7,5<br />

h = 7,5 7,5<br />

Strain-rate<br />

1/sec<br />

0,0017 0,01 0,00015 0,01<br />

Testing compression in compression, non- unconfined compression, non-<br />

conditions waterbath at 37°C, destructivepre- compression, destructivepre- formalin fixation conditioned, from mineral oil as conditioned, from<br />

0% deform. at 5N lubricant 0% defrom. at 5N to<br />

to 0.6% strain, between 0.6% strain, approx<br />

approx 10 cycles, speciemens und 10 cycles, wet, fresh<br />

wet<br />

steel platens,<br />

wet, fresh<br />

frozen<br />

frozen<br />

No of 24 uncon. =86 17 destr. 94<br />

specimens<br />

con. =121<br />

non-destr.121<br />

Ultimate<br />

Uncond: 4.42 (0.28) 5.96 destr: 4.42 (0.28),<br />

strength (MPa)<br />

cond: 5.33 (0.27)<br />

non-destr:5.33 (0.27)<br />

Ultimate strain<br />

uncond.:2.21 (0.06) 2.71 (0,09 9<br />

(%)<br />

cond: 2.02 (0.04)<br />

Stiffness 349.2; Range 4 - uncond = 295 (20) 428 destr. = 299 (20),<br />

(MPa) E1 1830<br />

cond. 445 (22)<br />

non-destr. = 454 (23)<br />

Comments apparent density 0.309 2 layers, specimens used camera and un at room temp and<br />

g/cm3 (min 94, max obtained from automated image humidity, non-<br />

780), derived the standardised position, analysis to destructive values<br />

anisotropic behaviour marrow present, determine types obtained at 0.6% strain,<br />

from longidudional results for non- of failure and to apparent density 0.293<br />

messurements, effect of destructive test --> calculate strain, (0.013) g/cm3<br />

formalin= 1% increase the mean of 5 apparent density effect of conditioning :<br />

in E, mineral volume consecutive tests, 0.462 g/cm3 increase in E = 50%,<br />

fraction = 0.359 (0.313- destructive test provides increase in strength =<br />

0.425), provides linear followed<br />

coefficients for 20%<br />

and power relationship immediately, good power function provides coefficients<br />

between E and apparent explanation testing relationship for linear and power<br />

density.<br />

procedures and non- between law correlation between<br />

destructive testing, apparent density apparent density ,<br />

apparent density and ultimate apparent ash density,<br />

(g/cm3) uncond. = strength. and quantitative CT<br />

0.287 (0.013), cond. =<br />

scanning and<br />

0.289 (0.009),<br />

mechanische<br />

provides coefficients<br />

parameters for<br />

for power function<br />

destructive and non-<br />

relationship between<br />

apparent density and<br />

mech parameters.<br />

destructive testing.<br />

151


Author Townsend P.R.<br />

Rose R.M. 1975<br />

Rho J.Y. et. al<br />

1993<br />

Carter R.D.<br />

Hayes W.C.<br />

1977<br />

Carter R.D.<br />

Hayes W.C.<br />

1977<br />

Type of bone T T T T<br />

Location prox tibia, medial<br />

side<br />

prox tibia tibia plateau tibia plateau<br />

Geometry (mm) single trabeculae single trabeculae 10.3 dia, h= 5 10.3 dia, h= 5<br />

Strain-rate 1/sec 0,1 variable from<br />

0.001 to 1<br />

10<br />

Testing<br />

compression until ultrasonic 2.25 uniaxial<br />

uniaxial<br />

conditions buckling, fresh Hz ,wet tested compression, compression,<br />

wet and dry first, then tensile, porous platten, porous platten,<br />

dry,<br />

sample<br />

sample<br />

constrained in constrained in<br />

stainless-steel stainless-steel<br />

annulus, fresh annulus, fresh<br />

frozen, wet frozen, wet<br />

18 20 100<br />

Ultimte strength<br />

1.0 - 17 marrow 27.0<br />

(MPa)<br />

Ultimate strain<br />

(%)<br />

(9.8), without<br />

marrow 5.9 (4.2)<br />

Stiffness (MPa) wet 11380; dry tensile 10.4 (3.5); 10 - 500 marrow 211 (78),<br />

E1<br />

14130<br />

ultrasonic 14.8<br />

without marrow<br />

Stiffness (MPa)<br />

E2<br />

Stiffness (MPa)<br />

E3<br />

(1.4)<br />

54 (37)<br />

Comments estimated E using developed strength and modulus increase with<br />

Euler equation (ie microtensile testing increasing strain-rate, up to a strain-rate<br />

inelastic), provides rig (schematic of 1/sec there is little effect due to the<br />

the eqns., dry shown), loaded enclosed morrow, at higher strain-rates<br />

samples brittle, wet sample at 5.5 the vicous flow of the morrow influences<br />

sample very microstrain per sec, the mech properties (visoelastic<br />

ductile, using a self found a significant behaviour), apparent density 0.31 g/cm3,<br />

desiged miniature difference for E provides widly used equations relating<br />

compression tester between cort and strength or E module to strain-rate and<br />

(diagram)<br />

trab bone, could apparent density, has good load vs strain<br />

extrapolate E of graphs illustrating the failure of trabecular<br />

trabeculae from E<br />

vs density<br />

relationship of<br />

cancellous bone<br />

(cube 10mm)<br />

bone.<br />

152


Author Vincentelli R. &<br />

Grigorov<br />

1985<br />

M.,<br />

Rho J.Y. et. al<br />

1993<br />

Yamanda 1970 Evans 1973<br />

Location diaphysis tibia diaphysis tibia Tibia tibia<br />

Geometry (mm) l = 2.5, t = 1.8, w microspecimens<br />

= 1.7<br />

0.3 x 0.3 x 2.2<br />

Strain-rate 1/sec 0,02 no data no data<br />

Testing<br />

tension, tensile, dry, tensile and tensile and<br />

conditions crosshead speed ultrasonic 2.25 compression, compression,<br />

0.05 cm/sec,<br />

strain gauge<br />

mounted, wet ie.<br />

within 20 min<br />

after straingauge<br />

mounted, fresh<br />

frozen<br />

Hz ,wet<br />

wet, fresh wet, fresh<br />

Specimen No 51 15-20 t = 209, c = 77<br />

Ultimate strength Primary 162.43<br />

t = 143 (1.2) t = 90.2<br />

(MPa)<br />

(14.53)<br />

Haversian 133.1<br />

(16.14)<br />

c = 162<br />

c = 112.2<br />

Ultimate strain Primary 2.58<br />

t = 1.50<br />

t = 1.70<br />

(%)<br />

(0.57) Haversian<br />

2.17 (0.76)<br />

c = 1.90 c = 1.53<br />

Stiffness (MPa) Primary 19736 tensile 18600 t = 18400 t =17010<br />

E1<br />

(2438)<br />

(3500)<br />

Haversian 18014 ultrasonic 20700<br />

(2245)<br />

(1900)<br />

Comments human have Developed<br />

predominant microtensile testing<br />

Haversian bone, rig (schematic<br />

age 19-35 have shown), found a<br />

some primary B., significant<br />

used acetone to difference for E<br />

clean glueing between cort and<br />

surface --> partial trab bone, could not<br />

dehydration --> extrapolate E of<br />

increase in tensile cortical bone from<br />

strength, presence E vs density<br />

of Haversian B. relationship of<br />

weakens tensile cancellous bone<br />

strength and (cube 5mm),<br />

stiffness,<br />

provided<br />

significant relationship<br />

difference of between E (mech)<br />

ultimate strength and E (ultra),<br />

and E-module developed quadratic<br />

between Primary relationship<br />

and Haversian between E and<br />

bone.<br />

density.<br />

153


Author Mather 1967,<br />

cited in Keller et<br />

al. 1990<br />

Martens M. et<br />

al. 1981<br />

Yamada 1970 Evans 1973<br />

Location tibia diaphysis<br />

& tibia<br />

femur<br />

C; fibula C; fibula<br />

Geometry (mm) whole bone whole bone<br />

Strain-rate 1/sec no data no data<br />

Testing<br />

cantilever torsion at high tensile and tensile and<br />

conditions bending strain rate compresion, compresion,<br />

fresh, wet fresh, wet<br />

Specimen No 16 15-20 T = 23; c = 9<br />

Ultimate strength 179 (42.8) mean max torque, t = 149 (1.5) t = 102.1<br />

(MPa)<br />

tibia 101 Nm,<br />

femur 183 Nm<br />

c = 125<br />

c = 130.1<br />

Ultimate strain<br />

t = 1.59<br />

t = 1.79<br />

(%)<br />

c = 2.10 c = 1.25<br />

Stiffness (MPa) 14100 (5200) t = 15400 t = 15400<br />

E1<br />

Comments mean torsional<br />

stiffness of the tibia<br />

= 326 Nm/r, femur<br />

= 562 Nm/r,<br />

provide nessecary<br />

equations to derive<br />

values for torsional<br />

stiffness and<br />

torque, considered<br />

the bone geometry<br />

as uniform hollow<br />

cylinder, referred<br />

to another paper for<br />

experimental<br />

method and used<br />

shear modulus<br />

determined by<br />

Reilly, Shear<br />

modulus = 3280<br />

MPa<br />

154


Author J.C. Lotz et al. 1991 Bargrent J.H. et Keller T.S.;1990 Yang J.F.C. &<br />

al. 1974<br />

Lakes R.S. 1982<br />

Type of bone C C C C<br />

Location methaphyseal cortical<br />

bone of the proximal<br />

femur and diaphysis<br />

femur<br />

diaphysis femur diaphysis femur femur<br />

Geometry Plates: t = 0.18-0.4 w 1.5 x 1.5 x 20 3 x 3 x 30 see drawing<br />

(mm) = 5, l = 7<br />

below<br />

Strain-rate<br />

1/sec<br />

0,05 0,052 0,05 no data<br />

Testing 3 point bending, wet, special rig where 4 point bending, cantilever<br />

conditions fresh frozen<br />

a offset cam specimens bending using<br />

generated soaked in saline special apparatus,<br />

sinusoidal strain solution prior radius of<br />

input, test length tests, fresh frozen curvature<br />

10 mm, fresh,<br />

measured using<br />

wet and air-dried,<br />

LVDT's, Ringer<br />

samples cut at<br />

solution bath at<br />

different angle<br />

36.5°, fresh<br />

frozen<br />

Specimen No diaphyseal 36 wet 11 at 0° proximal 68 5<br />

superolateral 68 3 at 30°, 5 at 45°: distal 87<br />

inferomedial 55 dry 5,1,3, resp.<br />

Ult. strength d = 225(28),<br />

proximal = 202.0<br />

(MPa) x-dir. sl = 177 (44),<br />

(61.8) distal<br />

(longitudinal) im = 177 (47)<br />

= 160.3 (80.9)<br />

Ultimate d = 83(21)<br />

strength sl = 86 (22)<br />

(MPa) y-dir. im = 88 (22)<br />

Stiffness d = 12500(2140), wet = 16100 prox = 13450 couple stress<br />

(MPa) E1 sl = 9280(2000) (400);<br />

(3350),<br />

17000 (1670)<br />

im = 9860(2800) dry = 19100 distal = 11340 micropolar 14400<br />

(300)<br />

(4040)<br />

(3260)<br />

Stiffness d = 5990(1520),<br />

(MPa) E2 sl = 5380(1610),<br />

im = 5550(1900)<br />

Comments superlateral = intertroch. provides eqn used apparent density performed couple<br />

region, inferomedial = to determine 1.47 (0.34) g/cm3, stress and<br />

dis femoral neck, values, all samples using MTS, micropolar<br />

samples aligned long. to 3 times tested, at supports 22.7 mm analysis, describes<br />

Haversian architecture, 30° to the long axis appart , load the limitations,<br />

used thin plates theory wet = 11400 applied at 2 points believes that<br />

to determine E, assumed (200), dry = 12400 12.5 mm appart, micropolar more<br />

Poissons ratio as 0.3, (100), at 45° wet = loading rate accurate than<br />

values verified using 12700 (500), dry = 180mm/min, couple stress,<br />

acrylic samples, contact 16000 (400), E provides equation drawing and<br />

area created by steel module equal in to calculate E, describtion of exp.<br />

cylinder d = 1.5mm, tension and developed power apparatus, provides<br />

apparent density g/cm3 compression law relationships extensive info on<br />

diaphyseal 1.73 (0.09),<br />

for E and strength theory<br />

superolateral 1.62<br />

w.r.t. apparent<br />

(0.11), inferomedial<br />

density and ash<br />

1.62 (0.13), supports<br />

density, see below<br />

transversely isotropic<br />

for location of<br />

model<br />

sample taken.<br />

155


Author Wixson R.L et. al Linde et. al Linde F. et al Ashman R.B. et al.<br />

1989<br />

1989<br />

1990<br />

1989<br />

Type bone T T T T<br />

Location prox plateau tibia Prox tibia Prox.tib.epiph. Prox tibia<br />

Geometry cylinder d=5, h = 5 Cylinder: 7 x 7 x 7 8 x 8 x 8<br />

(mm)<br />

d=7.5, h=7.5<br />

Strain-rate<br />

1/sec<br />

nominal 0.001 0,01 0,01<br />

Testing unconfined uniaxial nondestructive compression, High frequency<br />

conditions compression, platen and destructive non-destructive pulse transmission<br />

free to rock on compression, between 5N ultrasound (50kHz),<br />

ballbearing support, not polished and oil and 0.5 % wet, fresh frozen<br />

rewetted, frozen coated platten, strain, pre-<br />

pre-conditioned<br />

to 0.6% strain,<br />

fresh frozen,<br />

wet<br />

conditioned<br />

medial = 41, lateral = 121<br />

36, anterior = 16<br />

119 25<br />

Ultimte medial 6.9 (3.6) at 0.6% 1.61<br />

strength lateral 4.8 (2.8) (0.79); at ult<br />

(MPa) anterior 3.5 (2.6) 5.33 (2.93)<br />

Ultimate<br />

strain (%)<br />

2.02 (0.43)<br />

Stiffness medial 181 (105); at 0.6% 380 267 (SEM 12) 1107.1 (634)<br />

(MPa) E1 lateral 134 (100); (224); at ult<br />

anterior 102 (83) 445(257))<br />

Stiffness<br />

(MPa) E2<br />

84 (SEM 6) 457.2 (282)<br />

Stiffness<br />

(MPa) E3<br />

83 (SEM 6) 346.8 (218)<br />

Comments emoved samples during Advocates 3 layers, 1st cut 2 Specimens axes<br />

knee arthroplasty, data<br />

from speciemens with<br />

osteoarthritis and<br />

rheumatoid, results<br />

comparable to normal<br />

tissue ie. within the same<br />

range, variation of<br />

properties with location<br />

conditioning &<br />

testing using<br />

strain limits,<br />

decrease of<br />

sample length<br />

during preconditioning<br />

0.3%, no<br />

speciemen taken<br />

mm below aligned with<br />

subchondral superior-inferior<br />

plate, specimens (E1), medial-lateral<br />

axes aligned with<br />

(E2) and anterior-<br />

superior-inferior<br />

(E1), medialposterior<br />

(E3),<br />

lateral (E2) and removed bone<br />

anterior-posterior marrow with high<br />

(E3), E pressure water-jet,<br />

of the measured at 0.5 removed saline prior<br />

intercondylar % strain, to testing, at least<br />

region because conditioning orthotropic,<br />

very weak, trab improved G12 = 98.3 (66.4)<br />

bone stores reproducibility, MPa<br />

energy rather stiffness is global G13 = 132.6 (78.1)<br />

than disspate by isotropic with MPa<br />

increasing local orthotropy, G23 = 165.3 (94.4)<br />

stiffness of bone, marrow present Mpa apparent density<br />

apparent density<br />

= 0.2634 (0.135)<br />

0.289 (0.100)<br />

g/cm3 found linear<br />

g/cm3<br />

relationship between<br />

E or G module and<br />

apparent density, see<br />

journal for map of E<br />

distribution<br />

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