Belastungsentwicklung 94 - Ortholine - Studiengemeinschaft ...

94
Belastungsentwicklung
während der Eingewöhnungsphase
beim Tragen von MBT-Schuhen
1 2 1 3
S. Müller , J. Natrup , K. Peikenkamp , OSM M. Möller
1
Fachbereich Physikalische Technik, FH Münster
2
Gesellschaft für Biomechanik Münster mbH, Münster
3
Fa. Möller Orthopädieschuhtechnik, Münster
Hintergrund
Der MBT-Schuh kam 1996 auf den Markt
und hat seitdem zunehmend an Popularität
Stephan Müller, FH Münster
gewonnen. Er soll das Gehen auf weichem,
natürlichem Untergrund imitieren und damit eine Instabilität erzeugen, die
durch aktive Muskelarbeit vom Körper ausgeglichen werden muss.
Dadurch werden die Muskeln in Bein und Rumpf vermehrt trainiert, was
eine verbesserte Haltung und damit auch eine Verminderung typischer
Zivilisationsleiden wie z.B. Rückenschmerzen zur Folge haben soll. Auch
die Belastung von Knie- und Hüftgelenk soll beim Gehen mit MBT-Schuhen
reduziert werden [3].
Ziel der Studie war es, die Veränderung der Gangparameter Druck, Kraft,
Kraftrate und Impuls während der ersten vier Wochen des Tragens von MBT-
Schuhen zu untersuchen.
Der MBT-Schuh besteht aus dem Schaft, der Innensohle, die einer
Abb. 1: Aufbau eines MBT-Schuhs (Quelle: www.swissmassai.de)
Brandsohle entspricht, und dem Shank als Sohlenversteifung. Darunter
folgt die PU-Sohle mit dem in der Abb. 1 gekennzeichnetem
Balancierbereich, der eine aktive Abrollung über seinen Scheitelpunkt
provoziert [2]. Der vordere Bereich der PU-Sohle entspricht einer
Workshop: Freitag 29. Februar 2008

Sohlenrolle, die das Abrollen über den Vorfuß erleichtert. Unter der Ferse
liegt der Masai Sensor, ein sehr weicher Fersenpuffer, der die Instabilität
erzeugt. Den Abschluss bildet die Außensohle mit Profil.
Methode
Die Untersuchung wurde mit dem Druckmesssystem GP Mobil Data der
Gesellschaft für Biomechanik Münster mbH (GeBioM) durchgeführt. Über
Druckmesssohlen wurden mittlerer und maximaler plantarer Druck [N/cm²]
gemessen. Das Messsystem unterteilte den Fuß in sechs Fußzonen: Ferse,
Mittelfuß, drei Ballenbereiche und Zehenbereich. Außerdem wurden die
Parameter Kraftmaximum [N] (1. und 2. Peak der Kraftkurve), Kraftrate
[kN/s] (maximaler Anstieg der Kraftkurve in einem Punkt) und Impuls [Ns]
ermittelt.
An der Untersuchung nahmen 15 Probanden teil (8 Frauen, 7 Männer,
Durchschnittalter 43 ± 19,5 Jahre). Das wesentliche Ausschlusskriterium
der Studie lag in einer erlittenen Verletzung der unteren Extremität während
des letzten Jahres, da hierdurch eine Veränderung der Gangparameter
hervorgerufen werden kann. Keiner der Teilnehmer hatte zuvor MBT-Schuhe
getragen.
Es wurden insgesamt vier Messungen mit jedem Teilnehmer durchgeführt.
Am Tag des Schuhkaufs fand zuerst eine Barfußmessung als
Referenzmessung statt. Hierbei trug der Proband die Messsohlen in
Sportsocken. Danach fand die erste Messung mit MBT-Schuhen statt. Die
zweite und dritte MBT-Messung folgten nach einer bzw. vier Wochen
Tragezeit. Bei jeder der vier Messungen pro Proband wurden jeweils zehn
Messwiederholungen über eine Stecke von fünf Metern aufgezeichnet. Eine
gleichbleibende Ganggeschwindigkeit wurde mit dem Messsystem
überwacht. Die Teilnehmer waren angehalten die Schuhe täglich zu tragen
und hierüber ein Stundenprotokoll zu führen. Nach einer und nach vier
Wochen Tragezeit beurteilten die Teilnehmer zusätzlich den Tragekomfort
der MBT-Schuhe und eine Veränderung ihrer Körperhaltung.
Die Auswertung der einzelnen Parameter erfolgte durch eine einfaktorielle
Anova mit Messwiederholung. Bei einer Signifikanz von p < 0,05 wurden
paarweise Vergleiche der vier Stufen durchgeführt. Den abgefragten
subjektiven Empfindungen zu Tragekomfort und Körperhaltung wurden
ganze Zahlen zugeordnet um ein Ranking zu ermöglichen. Über diese
ordinalskalierten Werte wurde der Median gebildet und auf Unterschiede
mit dem Wilcoxon-Test überprüft (p < 0,05).
Ergebnisse
Stephan Müller: Belastungsentwicklung bei MBT
95

96
In Vergleich zur Barfußmessung zeigt sich beim Tragen des MBT-Schuhs
unter Ferse und Vorfuß eine Verringerung sowohl des maximalen, als auch
des mittleren Drucks. Unter dem Mittelfuß steigt der mittlere Druck im
Verhältnis zur Barfußmessung signifikant an. Beim maximalen Druck zeigt
sich diese Tendenz ebenfalls, wird hier aber nicht statistisch signifikant.
Auch innerhalb der Messungen mit MBT-Schuh nimmt der maximale und
mittlere Druck unter allen Fußzonen - mit Ausnahme des Mittelfußes -
während des Tragens der Schuhe weiter ab (Abb. 2). Signifikant ist die
Abnahme des mittleren Druckes jedoch nur im Bereich der Ferse.
Der Tragekomfort der Schuhe wird von den Teilnehmern als angenehm
Abb. 2: Veränderung von Kraftmaximum, Impuls und Kraftrate während der
vierwöchigen Tragezeit
bewertet. Nach einer Woche bewerten die Probanden eine Veränderung der
Körperhaltung als „neutral“, nach vier Wochen im Median als „verbessert“.
Dies stellt aber keine statistisch nachweisbare Veränderung dar.
Diskussion
Beim Bodenkontakt sinkt die Ferse in den Masai Sensor ein und der feste
Balancierbereich in der PU-Sohle erzeugt einen Widerstand unter dem
Mittelfuß. Es kommt zu einer Druckverlagerung von der Ferse auf den
Mittelfußbereich.
Die Sohlenrolle der PU-Sohle bewirkt eine Abnahme des Druckes im
Vorfußbereich [1].
Da alle gemessenen Parameter mit Ausnahme des Druckes im
Workshop: Freitag 29. Februar 2008

Mittelfußbereich über die drei MBT-Messungen sinken, kann man eine
Einstellung des Körpers auf die Situation mit dem MBT-Schuh annehmen.
Dieser Effekt ist für den Impus und den mittleren und maximalen Druck im
Bereich Ferse statistisch nachweisbar. Auch die Abnahme des maximalen
Druckes im Bereich Ballen Mitte ist signifikant.
Das Einsinken der Ferse in den Masai Sensor und das Aufkommen des
Mittelfußes auf dem Balancierbereich verhindern die natürliche
Plantarflexion im Sprunggelenk während der Belastungsantwort. Das obere
Sprunggelenk befindet sich beim Tragen von MBT-Schuhen in dieser Phase
des Gangzyklus sogar in Dorsalextension [3]. Die dämpfende Wirkung der
Plantarflexion [4] entfällt dadurch beim Tragen des MBT-Schuhs. Zusätzlich
wirkt der Balancierbereich bei dorsalextendiertem Fuß wie ein Stopper der
Vorwärtsbewegung. Beide Effekte können eine Erhöhung von Impuls,
Kraftrate und Kraftmaximum nach sich ziehen.
Literatur
[1] Drerup B; Der Einfluss der Fußbettung und Schuhzurichtung auf die plantare
Druckverteilung. Medizinisch-Orthopädische Technik; 2000 (3), 84-90
[2] MBT Deutschland; Sechs Fragen, sechs Antworten zur Masai Barefoot Technologie; 2007
[3] Nigg B, Hintzen S, Ferber R; Effect of an unstable shoe construction on lower extremity gait
characteristics. Clinical Biomechanics; 2006 (21), 82-88
[4] Perry J; Ganganalyse; Urban & Fischer, 1. Auflage 2003
Stephan Müller: Belastungsentwicklung bei MBT
97

98
Quantifizierung der
Ganglinie
bei Orthesenapplikation während
Alltagsbelastungen
1 1 2
S. Werner , K. Peikenkamp , OSM M. Möller
1 Fachbereich Physikalische Technik, FH Münster
2 Institut für Sportmedizin, Universitätsklinikum Münster
Einleitung
Simone Werner, FH Münster
Verletzungen des Sprunggelenks zählen zu
den häufigsten Verletzungen. Diese werden heute in der Regel primär
funktionell behandelt. Im Rahmen dieser Methode findet eine Vielzahl auf
dem Markt befindlicher Sprunggelenkorthesen ihre Verwendung. Sie
werden eingesetzt, um das Gelenk extern zu stabilisieren und eine erneute
Verletzung zu verhindern.
In der Vergangenheit untersuchten verschiedene Studien den Einfluss von
Sprunggelenksorthesen auf Leistung und Bewegung. Das Ergebnis dieser
Untersuchungen war, dass der Einfluss auf die Probanden von der
Interaktion, Orthesenkonstruktion und Bewegungsart zusammenhängt. Es
ließen sich Leistungseinschränkungen, keine Einflüsse und Leistungssteigerungen
nachweisen. Den unterschiedlichen Orthesen konnten
Bewegungsausmaße zugeordnet werden. [1, 2, 3, 4]
Im Rahmen der vorliegenden Arbeit sollen die vorangegangenen Studien
ergänzt werden. Es werden die Einflussnahme einer Orthese auf das
Abrollverhalten untersucht und eine präzise, quantitative Beschreibung der
Ganglinie entwickelt.
Methode
Für die vorliegende Arbeit wurden bei insgesamt 14 Probanden mit
gesunden Sprunggelenken, Knien und Hüften zur Ermittlung der Ganglinien
Fußdruckmessungen mit dem Medilogic® Fußdruckmesssystem (Firma
T&T Medilogic) durchgeführt. Dabei mussten die Probanden eine Gerade
und eine Treppe auf und ab, jeweils ohne und mit der Sprunggelenkorthese
Aircast Air-Stirrup® (Firma DJO), begehen. Die Orthese wurde dabei stets
auf der rechten Seite getragen.
Für die Auswertung wurden in Form von Exceldateien Masken entwickelt, in
die sich die gewonnenen Daten des Messsystems importieren lassen. Bei
Workshop: Freitag 29. Februar 2008

der Auswertung der Daten-sätze werden Parameter berechnet, die den
Verlauf der Ganglinie beschreiben: Länge der Ganglinie (lGL), die erste und
letzte Koordinate der Ganglinie (IBKX/IBKY und TStX/TStY), Dauer der
Standphase (tStPh), minimale und maximale seitliche Abweichungen der
Ganglinie an Vorfuß (MinXVF und MaxYVF), Mittelfuß (MinXMF und MaxYMF)
und Rückfuß (MinXRF und MaxYRF). Die Ergebnisse werden mit den
zugehörigen Einheiten in Form von Tabellen und Diagrammen angezeigt.
Mit einer drei-faktoriellen Varianzanalyse wurden die Ergebnisse auf
Signifikanzen überprüft. Das Signifikanzniveau wurde bei 5 % festgesetzt.
Ergebnisse
Da Excel ein weit verbreitetes Programm ist, sind die Masken ohne
zusätzliche Kosten für ein neues Programm und ohne aufwendige
Installationen auf fast jedem Computer einsetzbar.
Die Daten werden nach dem Import in eine Maske automatisch
ausgewertet. Es sind keine weiteren Arbeitsschritte für das Auswerten der
Daten nötig. Die Masken sind modifizierbar und können variierenden
Versuchbedingungen, z. B. durch Hinzufügen weiterer Parameter, optimal
angepasst werden.
Die Auswertung der durchgeführten Messungen liefert eine quantifizierte
räumliche und zeitliche Beschreibung der Ganglinien in den Richtungen
medial-lateral und anterior-posterior.
Auf Grund der Möglichkeiten zur quantifizierten räumlichen und zeitlichen
Beschreibung der Ganglinie bieten die Masken auf Basis des Medilogic®
Fußdruckmesssystems eine sinnvolle Ergänzung des Systems. Die
Ganglinienparameter des Systems Länge der mittleren Ganglinie und Breite
der Ganglinie werden durch die Länge, die erste und letzte Koordinate, den
zeitlichen Verlauf sowie minimale und maximale seitliche Abweichungen
an Vorfuß, Mittelfuß und Rückfuß für jede einzelne Ganglinie ergänzt.
Beeinflussungen des Abrollverhaltens durch die Sprunggelenkorthese
lassen sich nur im Hinblick auf die Parameter Länge und zeitlicher Verlauf
der Ganglinie feststellen. Diese Ergebnisse sind signifikant. Bei der
Interaktion Seite-Versorgung verkürzen sich Länge und zeitlicher Verlauf der
Ganglinie am rechten Fuß, durch die Applikation der Orthese am rechten
Sprunggelenk. Gleichzeitig vergrößern sich die beiden Parameter auf der
linken, nativen Seite. Der Fuß rollt durch das Tragen der Orthese verstärkt
über die native Extremität ab. Es kommt zu einer Verlagerung der Belastung.
(Bild 1 und Bild 2)
Simone Werner: Quantifizierung der Ganglinie
99

100
l [mm]
200,00
150,00
100,00
50,00
0,00
-50,00
-100,00
lGL
IBKX
IBKY
TStX
TStY
MaxXVF
MinXVF
MaxXMF
MinXMF
MaxXRF
MinXRF
nativ re
mit Orthese re
nativ li
mit Orthese li
Bild 1: Auswirkungen von Interaktionen zwischen Seite und Versorgung auf
die räumlichen Parameter
t [ms]
0,80
0,70
0,60
0,50
0,40
0,30
0,20
0,10
0,00
nativ re mit Orthese re nativ li mit Orthese li
nativ re
mit Orthese re
nativ li
mit Orthese li
Bild 2: Auswirkungen von Interaktionen zwischen Seite und Versorgung auf
die Dauer der Standphase
Workshop: Freitag 29. Februar 2008

Im Zusammenspiel von Bewegung und Versorgung lässt sich eine weitere
Signifikanz feststellen. Dort verlängert sich bei Orthesenapplikation der
zeitliche Verlauf der Ganglinie beim Gehen treppauf, während er sich beim
Gehen sowie beim Gehen treppab verkürzt. (Bild 3) D. h. neben der Orthese
nimmt auch die Art der Bewegung Einfluss auf Änderungen der Ganglinie.
Dieser Zusammenhang wird auch durch andere Studien belegt. [1, 3]
t [ms]
0,80
0,70
0,60
0,50
0,40
0,30
0,20
0,10
0,00
Gang
nativ
Gang m.
Orth.
Treppe
auf nativ
Treppe
auf m.
Orth.
Treppe
ab nativ
Treppe
ab m.
Orth.
Gang nativ
Gang m. Orth.
Treppe auf nativ
Treppe auf m. Orth.
Treppe ab nativ
Treppe ab m. Orth.
Bild 3: Auswirkungen von Interaktionen zwischen Bewegung und Versorgung
auf die Dauer der Standphase
Durch das Tragen der Orthese werden bei den Probanden gleiche
Änderungen mit unterschiedlichen Ausmaßen sowie Veränderungen in
entgegen gesetzter Richtung bewirkt. So wird z. B. die Ganglinienlänge im
Gang und im Gang treppab bei Probanden 5 durch das Tragen der Orthese
(mA) verkürzt, während sie sich beim Gehen treppauf verlängert. Bei
Probandin 6 verhält es sich genau umgekehrt. (Bild 4)
Simone Werner: Quantifizierung der Ganglinie
101

102
l (mm)
l (mm)
200,00
180,00
160,00
140,00
120,00
100,00
80,00
60,00
40,00
20,00
0,00
160,00
140,00
120,00
100,00
80,00
60,00
40,00
20,00
0,00
Proband 5
Gang Gang mA Treppe
auf
Probandin 6
Treppe
auf mA
Gang Gang mA Treppe auf Treppe auf
mA
Treppe ab Treppe ab
mA
Treppe ab Treppe ab
mA
Bild 4: Durchschnittliche Längen der Ganglinien von Proband 5 und
Probandin 6
Workshop: Freitag 29. Februar 2008

Fazit
Die Art des Einflusses durch die hier verwendete Sprunggelenkorthese wird
von dem Zusammenspiel mit der Bewegung sowie dem Individuum selbst
bestimmt. Für eine ganzheitliche Beschreibung des Einflusses der
Sprunggelenkorthese auf die Bewegung bedarf es der Berücksichtigung
weiterer ganganalytischer Parameter, wie z.B. Schrittlänge oder
Winkelverläufe sowie der Durchführung weiterer Untersuchungen.
Die Masken auf der Basis des Fußdruckmesssystems ermöglichen durch
eine präzise Beschreibung der Ganglinien eine verbesserte Beurteilung des
Abrollverhaltens.
Literatur:
[1] Beriau Mark R.; Cox, William B.; Manning, James: Effects of Ankle Braces Upon Agility
Course Performance in High School Athletes. In: Journal of Athletic Training, 29, (1994), 3, S.
224-230
[2] Eils, Eric; Demming, Christina; Kollmeier, Guido; et al.: Comprehensive testing of 10
different ankle braces. Evaluation of passive and rapidly induced stability in subjects with
chronic ankle instability. In: Clinical Biomechanics, (2002), 17, S. 526-535
[3] Jerosch, J.; Thorwesten, L.; Frebel, Th.: Beeinträchtigung von sportspezifischen
Fähigkeiten durch das Tragen von externen Stabilisierungshilfen am oberen Sprunggelenk.
In: Deutsche Zeitschrift für Sportmedizin, 47, (1996), 10, S. 511-516
[4] Georgantas, Themistokles: Pedobarographische Unter-suchung von
Sprunggelenksorthesen unter dynamischer Sprungbelastung. Berlin, Freie Universität
Berlin; Medizinische Fakultät, Dissertation, 2005
Simone Werner: Quantifizierung der Ganglinie
103

104
Ganganalytische Untersuchung
bei Patienten mit Charcotfuß
1 2 1
H. Burgwal , M. Jahn , K. Peikenkamp
1
Fachbereich Physikalische Technik, FH Münster
2 IETEC
Hintergrund
Heute ist die Hauptursache für die
Holger Burgwal, FH Münster
Entstehung des Charcotfußes der Diabetes
Mellitus. Begünstigt durch eine Polyneuropathie (PNP) können Frakturen
die Entstehung eines Charcotfußes auslösen. Untersuchungen haben
gezeigt, dass die kurze Fußmuskulatur um bis zu 50-75 Prozent atrophiert
ist. Muskelermüdung kann die Entstehung von Stressfrakturen
begünstigen. Bei Patienten mit einem Charcotfuß zeigt das kontralaterale
„medial longitudinal arch“ (MLA) eine stärkere Bewegung, wobei die
Extension des Großzehengrundgelenks stark reduziert ist.
Ursachen für die Entstehung des Charcotfußes
Allein in Deutschland gibt es 6-9 Millionen Diabetiker. Etwa 320.000 von
ihnen leiden an dem „Diabetischen Fußsyndrom“ (DFS). 70 Prozent der
Amputationen pro Jahr werden bei Diabetikern durchgeführt. Das sind pro
Jahr ca. 28.000 Amputationen. Daher stellt das DFS eine Einschränkung der
Lebensqualität dar und kann sich lebensbedrohend bzw. verkürzend
auswirken. So sterben nach einer Majoramputation 20% der Patienten
noch im Krankenhaus.
Heute ist die Hauptursache für die Entstehung eines Charcotfußes der
Diabetes Mellitus und die daraus entstehende PNP. Das Krankheitsbild des
Charcotfußes wird auch als „DiabetischeNeuroOsteoArthropathie“
(DNOAP) bezeichnet. In der Vergangenheit haben andere Erkrankungen wie
z.B. Lepra oder Syphilis einen Charcotfuß hervorrufen.
Grundvoraussetzung für die DNOAP ist eine schwere Polyneuropathie, von
der sowohl sensorische als auch motorische Nerven betroffen sind. Der
Verlust des peripheren sensorischen Empfindens bedeutet eine fehlende
oder verminder te Vibrationsempfindung, Propriozeption,
Temperaturwahrnehmung und Schmerzwahrnehmung.
Eine wichtige Erklärung des Krankheitsbildes ist die Neurotraumatische
Workshop: Freitag 29. Februar 2008

Theorie. Sie stützt sich auf klinische Beobachtungen und Fallstudien. Diese
Theorie geht davon aus, dass jedes extrinsische Trauma an einem
neuropathischen Gelenk das Potential hat, ein neuroarthropathisches
Gelenk hervor zurufen und letztendlich die gesamte Fußintegrität zerstören
kann. Einem Mikrotrauma folgt bei weiterer Belastung eine atrophische
destruktive Phase des Fußes, bei der entzündliche Veränderungen
stattfinden. Dislozierte Gelenkflächen reiben an angrenzende Knochen und
verursachen osteochondrale Frakmentierung und schwere Degeneration
der Gelenke. Im Bereich der Fraktur ist die Durchblutung erhöht, was zu
einer Resorbierung des Knochens führt. Durch die Frakturheilung versteifen
die Knochenareale und verlieren ihre stoßdämpfenden Eigenschaften.
Stand der Forschung
Die diabetische Neuropathie kann eine motorische Dysfunktion, die durch
progressive Muskelatrophie verursacht wird, hervorrufen. Die
Muskelatrophie zeigt eine signifikante Reduzierung des Muskelvolumens
am Unterschenkel sowie der maximalen Muskelkraft der langen
Dorsalextensoren und Plantarflexoren. Das Volumen der intrinsischen
Fußmuskulatur ist halbiert, bzw. das weit distale intrinsische
Muskelgewebe sogar um 73% reduziert. Dadurch kommt es zwangsläufig
zu einer starken Verminderung der Muskelkraft. Viele Bewegungen wie Ab-
/Adduktion der Zehen oder Erhaltung der Vorfußstabilität und -integrität
werden durch die intrinsische Muskulatur gewährleistet. Folglich gibt es
einen großen Unterschied in der mechanischen Aktion bei Neuropathikern
und Nicht-Neuropathikern sowie eine höhere mechanische Belastung der
passiven Strukturen bei einer Muskelatrophie.
Aus der Mechanik ist bekannt, dass bei zunehmenden Belastungszyklen
ein Ermüdungsbruch bereits bei einer Spannung unterhalb der maximal
zulässigen auftreten kann, wobei die Bruchspannung mit zunehmender
Zahl der Belastungszyklen absinkt. Im Anschluss an Übungsmärsche
können bei Rekruten bzw. häufig trainierenden Athleten Stressfrakturen an
den unteren Extremitäten diagnostiziert werden. Es kommt zu hoher
Belastung in kurzer Zeit, so dass es zu keiner Reparatur der Mikroschäden
kommen kann.
Risikofaktoren für Mikrofrakturen sind weibliches Geschlecht, höheres
Alter und geringe Muskelkraft. Höhere Muskelkraft kann den Effekt von
Dehnung und Dehnungsgeschwindigkeit auf den Knochen vermindern und
zudem für spätere Ermüdung der Muskulatur sorgen. Die Muskelermüdung
ist wiederum für ein höheres Verletzungsrisiko der Knochen verantwortlich.
Holger Burgwal: Ganganalytische Untersuchungen
105

106
Ziel der Diplomarbeit und Versuchsaufbau
Mit dieser Arbeit sollen mögliche Änderungen von kinematischen und
pedographischen Parametern bei der DNOAP untersucht werden.
Insbesondere Änderungen von Dämpfungsmechanismen auf der Nicht-
Charcotseite der Patienten sind von besonderem Interesse.
Die Fußdruckmessung wurde mit FASTSCAN und die Videoaufnahme mit
COVILAS durchgeführt. Die Probanden gingen dazu einen Weg von 6
Metern. Dabei wurden die Druckverteilungsmessung mit 100Hz und die
Videoaufnahme mit 50Hz durchgeführt. Die Videoanalyse wurde mit 4
parallelen Kameras in Frontal- und Sagittalebene durchgeführt. Insgesamt
standen 5 Probanden in der Kontrollgruppe sowie 7 Patienten mit einem
Charcotfuß zur Verfügung. Die Patienten hatten einen Charcotfuß, wobei
die kontralaterale Seite nicht betroffen war.
Aus den Daten der Druckverteilungsmessungen werden Kraftkurve, Kraft-
Zeit-Intregal und die Kraftrate ausgewertet. In der Videoanalyse werden
Winkelverläufe vom OSG, Großzehengrundgelenk (MTPI), sowie mediale
Längsgewölbe (MLA) und Fersenbeinwinkel ausgewertet.
Mit dem MLA-Winkel kann die Bewegung des medialen Längsgewölbes
beurteilt werden. Er berechnet sich aus einem Dreieck. Dieses Dreieck wird
durch mediale Ferse, Metatarsophalangealgelenk und dem Naviculare
gebildet. Der Scheitelwinkel liegt beim Naviculare.
Bild 1: Erste Ergebnisse
Workshop: Freitag 29. Februar 2008

Erste Ergebnisse und Diskussion
Bei der Kontrollgruppe zeigt der Winkelverlauf (siehe Abb. A) des MTPI-
Gelenks zu Beginn der Standphase (Belastungsantwort) eine
Dorsalextension von ca. 7°. Während der mittleren Standphase verläuft der
Extensionswinkel gegen 0°, um dann mit dem Anfang der terminalen
Standphase leicht anzusteigen. Während der Vorschwungphase steigt der
Extensionswinkel bis etwa 28° stark an, um am Ende der Phase wieder
abzuflachen.
Die Nicht-Charcotseite der Patienten zeigt einen anderen Winkelverlauf.
Während der Belastungsantwort zeigt sich ein Extensionswinkel von etwa
5°. Dieser fällt während der mittleren Standphase auf 0° ab und steigt nicht
während der terminalen Standphase. Die MPTI-Extension steigt während
der Vorschwungphase auf etwa 8° an.
Der Winkelverlauf des medialen Längsgewölbes (siehe Abb. B) hat einen
Bewegungsumfang von etwa 5° bei der Kontrollgruppe. Während der
Belastungsantwort liegt der MLA-Winkel bei etwa 141° um dann konstant
auf etwa 146° während der Vorschwungphase anzusteigen. Daraus
resultiert eine Abflachung des MLA um 5°.
Die Nicht-Charcotseite der Patienten hat während der Belastungsantwort
einen MLA-Winkel von etwa 141°. Dieser steigt konstant auf etwa 152°
während der Vorschwungphase an. Der Bewegungsumfang beträgt daher
etwa 9°. Die Abflachung der Nicht-Charcotseite ist um 80 Prozent nämlich
4° stärker als bei der Kontrollgruppe.
Aus dem MLA- und MTPI-Winkelverlauf wird ersichtlich, dass es nicht zu
einer Anhebung des MLA durch eine MTPI-Extension kommt. Allerdings
kann man beim Vergleich von der Kontrollgruppe und der Nicht-
Charcotseite sehen, dass bei einer stärkeren Dorsalextension des MTPI-
Gelenks zu einer schwächeren Abflachung des MLA kommt.
Holger Burgwal: Ganganalytische Untersuchungen
107

108
Literatur
[1] Andersen H, Gjerstad MD, Jakobsen J; Atrophy of foot muscles: a measure of diabetic
neuropathy: Diabetes Care. 2004 October; 27(10): 2382-5
[2] Donahue S.W., Sharkey N.A.; Strains in the metatarsals during the stance phase of gait:
Implications for stress fractures: The Journal of bone and joint surgery; Volume 81-A, No. 9,
September 1999
[3] H. Reike; Diabetisches Fuß-Syndrom: Diagnostik und Therapie der Grunderkrankung und
Komplikationen. Berlin, New York: de Gryter 1998
[4] Frykberg RG; Charcot Foot: an Update on Pathogenesis and Management. In: The Foot in
Diabetes 3rd ed. Boulton AJM (Ed.) John Wiley & Sons Ltd. 2000 235-260
[5] Andersen H, Nielsen S, Mogensen CE, Jakobsen J; Muscle strength in type 2 diabetes:
Diabetes. 2004 Jun;53(6):1543-8
[6] Bus SA, Yang QX, Wang JH, Smith MB, Wunderlich R, Cavanagh PR; intrinsic muscle
atrophy and toe deformity in the diabetic neuropathic foot: a magnetic resonance imaging
study: Diabetes Care. 2002 Aug;25(8):1444-50.
[7] Mattila VM, Niva M, Kiuru M, Pihlajamäki H; Risk factors for bone stress injuries: A followup
study of 102,515 person-years: Medicine & Science in Sports & Exercise. 39(7):1061-6;
Juli 2007
Notizen:
Workshop: Freitag 29. Februar 2008

Holger Burgwal: Ganganalytische Untersuchungen
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