Elektromyographische Evaluierung des Kipptisch-Stepper- Systems -ERIGO -an Gesunden und chronisch rückenmarksverletzten Patienten Dissertation zur Erlangung des akademischen Grades doctor medicinae (Dr. med.) vorgelegt dem Rat der Medizinischen Fakultät der Friedrich-Schiller-Universität Jena von Felix Taut geboren am 11. Juni 1982 in Leipzig Gutachter 1. Prof. Dr. med. Hans-Christoph Scholle Uniklinik Jena 2. Prof. Dr. med. Ulrich Christian Smolenski Uniklinik Jena 3. Prof. Dr. med. Volker Dietz Uniklinik „Balgrist“ Zürich Tag der öffentlichen Verteidigung: Jena den 03. März 2009 Elektromyographische Evaluierung des Erigo an Gesunden und rückenmarksverletzten Patienten Abkürzungsverzeichnis ANP Atriales natriuretisches Peptid ASIA American Spinal Injury Association ASR Achillessehnenreflex BDsyst/diast Blutdruck systolisch/diastolisch BF Musculus biceps femoris C cervikal (Halswirbelsäule) CPG central pattern generator EKG Elektrokardiogramm EMG Elektromyographie FES Funktionelle Elektrostimulation fMRI functional magnetic resonance imaging (MRT: Magnetresonanztomographie) L lubal (Lendenwirbelsäule) LEMS (mod.) lower extremity motor score (modifiziert) M Musculus MMT manueller Muskeltest MVC maximal voluntary contraction N Nervus OEMG oberflächliche Elektromyographie PSR Patellarsehnenreflex QF Musculus quadriceps femoris RAAS Renin-Angiotensin-Aldosteron-System ROM range of motion RMS root mean square S sakral (Sakralwirbelsäule) sEMG surface electromyography SENIAM Surface Electromyography for the Non- Invasive Assessment of Muscles SO (L/R) Musculus soleus (links/rechts) TA (L/R) Musculus tibialis anterior (links/rechts) Th thorakal (Brustwirbelsäule) TS Musculus triceps surae -II Elektromyographische Evaluierung des Erigo an Gesunden und rückenmarksverletzten Patienten VarK Variationskoeffizient VL Musculus vastus lateralis VM (L/R) Musculus vastus medialis (links/rechts) VP Versuchsperson WISCI Walking index in spinal cord injury ZNS Zentrales Nervensystem -III Elektromyographische Evaluierung des Erigo an Gesunden und rückenmarksverletzten Patienten Inhaltsverzeichnis 1 Einleitung............................................................................................................. 1 1.1 Die Querschnittlähmung............................................................................... 2 1.2 Kreislaufsituation bei Querschnittlähmung ................................................... 5 1.2.1 Physiologische Grundlage .................................................................... 5 1.2.2 Pathophysiologie bei Querschnittlähmung ............................................ 6 1.3 Rehabilitation der Motorik............................................................................. 6 1.4 Funktionelle Elektrostimulation..................................................................... 9 1.5 Modulierung der Muskelaktivitäten............................................................... 9 1.6 Kipptischtraining......................................................................................... 10 2 Ziele der Arbeit .................................................................................................. 12 2.1 Fragestellung für die EMG-Analyse-Studie -Referenzpersonen................ 12 2.2 Fragestellung für die ERIGO-Trainingsstudie -Patientenstudie................. 14 3 Material und Methoden...................................................................................... 15 3.1 Das Kipptisch-Stepper-System – ERIGO................................................... 15 3.1.1 Die Bewegungsmuster ........................................................................ 16 3.1.2 Die Bewegungsparameter................................................................... 17 3.2 Elektromyographie ..................................................................................... 18 3.2.1 Datenaufzeichnung ............................................................................. 18 3.2.2 EMG-Bearbeitungen ........................................................................... 20 3.2.3 Die zeitliche Analyse ........................................................................... 21 3.2.4 Die Analyse der Aktivität ..................................................................... 22 3.3 Funktionelle Elektrostimulation................................................................... 23 Der Stimulator „Compex Motion“ ....................................................................... 23 3.4 Versuchsaufbau ......................................................................................... 24 4 EMG-Analyse-Studie mit Gesunden.................................................................. 26 4.1 Studiendesign ............................................................................................ 26 4.2 Probanden.................................................................................................. 26 4.3 Bewegungskonditionen .............................................................................. 27 4.4 Versuchsablauf........................................................................................... 28 4.5 Messung im ERIGO ................................................................................... 28 4.6 Datenanalyse ............................................................................................. 29 4.6.1 Analyse der Phasenverläufe ............................................................... 29 -IV Elektromyographische Evaluierung des Erigo an Gesunden und rückenmarksverletzten Patienten 4.6.2 Analyse der Amplitudenwerte.............................................................. 29 5 ERIGO-Trainingsstudie mit querschnittgelähmten Patienten ............................ 31 5.1 Studiendesign ............................................................................................ 31 5.2 Patienten – Ein-und Ausschlusskriterien................................................... 31 5.3 Untersuchungen und Messgrößen ............................................................. 32 5.3.1 Kardiovaskuläre Parameter................................................................. 33 5.3.2 Die EMG-Aufzeichnung....................................................................... 33 5.3.3 Funktionelle Untersuchungen.............................................................. 34 5.4 Vorbereitung und Durchführung der Trainingseinheiten............................. 36 5.4.1 Trainingseinheiten ohne EMG-Messung............................................. 37 5.4.2 Trainingseinheiten mit EMG-Messung ................................................ 37 6 Resultate der EMG-Analyse-Studie................................................................... 38 6.1 Resultate der zeitlichen Analyse ................................................................ 38 6.1.1 Vastus lateralis.................................................................................... 38 6.1.2 Biceps femoris..................................................................................... 39 6.1.3 Tibialis anterior.................................................................................... 40 6.1.4 Soleus ................................................................................................. 40 6.2 Resultate der Amplitudenanalyse............................................................... 41 6.2.1 Vastus lateralis.................................................................................... 42 6.2.2 Biceps femoris..................................................................................... 43 6.2.3 Tibialis anterior.................................................................................... 44 6.2.4 Soleus ................................................................................................. 45 6.2.5 Einflüsse auf die Aktivität .................................................................... 46 7 Resultate der ERIGO-Trainingsstudie ............................................................... 47 7.1 Eingeschlossene Patienten........................................................................ 47 7.2 Herz-und Kreislaufanalyse ........................................................................ 48 7.3 EMG-Analyse -zeitliche Analyse ............................................................... 50 7.4 Funktionelle Tests ...................................................................................... 55 8 Methodische Resultate...................................................................................... 57 9 Diskussion......................................................................................................... 58 9.1 Diskussion der EMG-Analyse-Studie -Referenzpersonen......................... 58 9.2 Diskussion der ERIGO-Trainingsstudie -Patientengruppe ........................ 61 9.2.1 Kreislaufwerte ..................................................................................... 62 9.2.2 EMG-Analyse...................................................................................... 63 -V Elektromyographische Evaluierung des Erigo an Gesunden und rückenmarksverletzten Patienten 9.2.3 Funktionelle Werte .............................................................................. 64 9.3 Diskussion der Methodik ............................................................................ 64 9.3.1 EMG-Auswertung................................................................................ 64 9.3.2 Methoden der ERIGO-Trainingsstudie................................................ 67 9.3.3 Diskussion der methodischen Ergebnisse .......................................... 68 10 Schlussfolgerungen ....................................................................................... 70 11 Ausblick ......................................................................................................... 73 12 Literaturverzeichnis........................................................................................ 75 13 Anhang .......................................................................................................... 83 13.1 Durchführungsprotokolle der Messungen................................................... 83 13.1.1 EMG-Analyse-Studie........................................................................... 83 13.1.2 ERIGO-Trainingsstudie ....................................................................... 84 13.2 Soleasyprogramme .................................................................................... 86 13.2.1 Signalbearbeitung ............................................................................... 86 13.2.2 Signalauswertung................................................................................ 87 13.3 Kreislaufwerte der Patienten ...................................................................... 88 13.3.1 Patient 1.............................................................................................. 88 13.3.2 Patient 2.............................................................................................. 89 13.3.3 Patient 3.............................................................................................. 90 13.3.4 Patient 4.............................................................................................. 91 13.4 Resultate der fMRT-Messungen ................................................................ 92 13.5 Lebenslauf.................................................................................................. 93 13.6 Danksagung ............................................................................................... 94 13.7 Ehrenwörtliche Erklärung ........................................................................... 96 -VI Elektromyographische Evaluierung des Erigo an Gesunden und rückenmarksverletzten Patienten Zusammenfassung Die Querschnittlähmung führt oft zu Störungen der Gehfähigkeit und zu einer instabilen Kreislaufsituation. Für ein optimales Behandlungsergebnis ist ein rascher Beginn der Rehabilitation anzustreben. Um die Bewegungstherapie so früh wie möglich beginnen zu können, müssen Trainingsgeräte entwickelt werden, die sowohl den Kreislauf stabilisieren als auch die Bewegungsfunktion unterstützen. Der ERIGO ist ein solches Gerät. Es handelt sich um einen Kipptisch mit integriertem Beinantrieb, der Bewegungen führt, die mit denen eines „Steppers“ vergleichbar sind. Eine wesentliche Aufgabe der Arbeit war es, eine methodische Grundlage für das wissenschaftliche Arbeiten mit diesem Kipptisch-Stepper-System -dem ERIGO -zu legen. Für die Ableitung und Analyse des Oberflächen-Elektromyogramms (sEMG oder OEMG) mussten einzelne etablierte Mess-und Steuersysteme miteinander vereint und auf den ERIGO angepasst werden. Neben den Mess-und Auswertungsalgorithmen wurden spezifische Trainingsprotokolle entwickelt. Die „EMG-Analyse-Studie“ untersuchte die muskulären Aktivitäten bei Benutzung des ERIGO mittels sEMG an gesunden Probanden. Dabei stand die Ermittlung eines Normalmusters und die Einflüsse auf das Aktivierungsmuster durch verschiedene Bewegungsparameter des Kipptisch-Stepper-Systems im Mittelpunkt. An 21 gesunden Probanden (10. /11. Alter 33(+/-)13 Jahre) wurden vier, für das Laufen relevante Muskeln -der Vastus lateralis (VL), der Biceps femoris (BF), der Tibialis anterior (TA) und der Soleus (SO) -auf dem ERIGO elektromyographisch untersucht. Die zeitlichen Bereiche (Phasen), in denen die Muskeln eine myoelektrische Aktivität zeigten, wurden analysiert und verglichen. Als Maß für die Aktivität wurde die Root Mean Square (RMS) des offsetkorrigierten EMG-Signals verwendet. Als Einflussparameter auf die Aktivierung wurden a) die Gewichtslast des Körpers auf die untere Extremität [stehen vs. liegen], b) die Geschwindigkeit [20, 40 und 60 Schritte/min], c) die Hüftextension [0°vs. 20°Hüftwinkel] und d) das Bewegungsmuster [One-leg-; Standard-und Sinus-Muster] analysiert. Die „ERIGO-Trainingsstudie“ beschäftigte sich darauf aufbauend mit den Effekten eines einmonatigen Trainings rückenmarksverletzter Patienten. Dafür wurde der ERIGO um die funktionelle Elektrostimulation (FES) erweitert. Die untersuchten Messgrößen bezogen sich auf die Kreislaufstabilität (Pulsvarianz und Blutdruck) und -VII Elektromyographische Evaluierung des Erigo an Gesunden und rückenmarksverletzten Patienten die motorischen Fähigkeiten, wie Gehfähigkeit (WISCI II), Kraft (MMT) und Spastizität (Ashworth-Skala). In dieser randomisierten, klinischen Studie wurde eine Interventionsgruppe mit ERIGO und FES mit einer Kontrollgruppe ohne FES verglichen. In dieser Arbeit wurden die Resultate von vier chronischen, inkomplett querschnittgelähmten Patienten ausgewertet. Aus den Daten der gesunden Probanden ließ sich ein reproduzierbares EMG- Aktivierungsmuster aus Phasen und Amplitude ermitteln. Die Phasenanalyse zeigte, dass eine Abhängigkeit von den Bewegungsparametern bestand, jedoch das Grundmuster erhalten blieb. Die Amplitudenauswertung bestätigte, dass eine hohe Bewegungsgeschwindigkeit die Aktivität im TA (p < 0,05) und Soleus (p < 0,01) verstärkt. Die Zunahme der Gewichtsbelastung im Stehen führte zu einer signifikanten Erhöhung der RMS im VL und SO (jeweils p < 0,01). Die Hüftextension reduzierte die Aktivität des VL (p < 0.01) und steigerte die des BF (p < 0,01). Die Bewegungsmuster beeinflussten alle Muskeln. Das Standard-und Sinus-Muster führten zu einer Verstärkung bei VL und SO und zu einer Reduktion bei BF und TA im Vergleich mit dem One-leg-Muster. Diese Daten legten eine fundierte Basis, die in weiteren Studien mit diesem neuen Therapiegerät als Referenz genutzt werden kann. Die Ergebnisse der Patientenstudie gaben einen Hinweis auf die Effekte der ERIGO- Therapie. Die Patienten entwickelten eine zunehmende Kreislaufstabilität, die sich in der Reduktion der Pulsschwankungen beim Aufrichten auf dem Kipptisch zeigte. Das Training konnte das elektromyographische Aktivierungsmuster der Patienten in Richtung des Musters Gesunder modulieren. Mit klinisch-funktionellen Skalen wurden in diesem vergleichsweise kurzen Therapiezeitraum Fortschritte beobachtet (Tabelle 1), die anscheinend mit den EMG-Modulationen in Zusammenhang stehen. Patienten, denen FES appliziert wurde, zeigten eine stärkere Kraftzunahme und Spastikreduktion. Die Untersuchungen nach der dreimonatigen Follow-up-Periode zeigten eine Beibehaltung der gewonnenen funktionellen Fähigkeiten (Kraft, WISCI II, Spastik). Die Patienten berichteten außerdem von einer spürbaren Stabilisierung der Kreislauffunktion. Um die Beobachtungen zu sichern, sind weitere Studien mit größeren Patientenzahlen notwendig. -VIII Elektromyographische Evaluierung des Erigo an Gesunden und rückenmarksverletzten Patienten PulsVarK mod. (re/li) LEMS Ashworth (re/li) WISCI II FES Patient vor nach vor nach vor nach vor nach VP1 17 13 9/4 11/6 2/1 1/1 0 1 FES VP2 24 11 8/2 8/1 2/3 2/1 0 0 FES VP3 27 18 3/0 2/0 3/2 3/2 0 0 Keine VP4 10 12 12/13 14/14 0/0 0/0 19 19 FES Tabelle 1: Zusammenfassung der Ergebnisse der Patientenstudie Herzkreislauffunktion (Pulsvariationskoeffizient [PulsVarK]); Kraft (Summe der Kraftgrade des Quadriceps femoris; Tibialis ant.; Triceps surae [mod. LEMS]); Spastik (Ashworth-Skala); Gehfähigkeit (Walking index for spinal cord injury [WISCI II]) und Gruppenzugehörigkeit (mit oder ohne Funktionelle Elektrostimulation [FES]) Diese Ergebnisse bestätigen, dass ein Bewegungstraining mit Patienten in der chronischen Phase ihrer Querschnittlähmung einen positiven Effekt hat. Das sollte Anlass geben, diese Effekte auch bei Akutpatienten zu evaluieren und den ERIGO in ein umfassendes Rehabilitationskonzept zu integrieren. -IX Elektromyographische Evaluierung des Erigo an Gesunden und rückenmarksverletzten Patienten -X Einleitung 1 Einleitung Rückenmarksverletzungen führen meist zu einem sehr komplexen Krankheitsbild. Lähmungen, Ausfälle in der Sensibilität, Störung der Koordination, Verlust der Kontinenz und vegetative Unausgewogenheiten treten in unterschiedlichen Konstellationen auf. Wissenschaftliche Arbeiten an Menschen und Tieren zeigten, dass ein funktionell orientiertes Training für die Erholung der Gangfunktion essentiell ist (Barbeau et al. 2002a, Barbeau 2003, Teasell et al. 2003). Deshalb hat sich das Laufbandtraining zur Standardtherapie entwickelt. Dieses setzt allerdings einen stabilen Kreislauf voraus, der in der frühen Phase der Rehabilitation nicht gegeben ist. Funktionelle Elektrostimulation (FES) und Kipptischtraining sind Verfahren, die ein Kreislauftraining mit Methoden der Muskelaktivierung verbinden. Das neu entwickelte Therapiegerät „ERIGO“ ist ein Kipptisch mit integriertem Beinantrieb. Er ermöglicht zusätzlich zum Stehtraining des Kreislaufes „Stepper“-Bewegungen durchzuführen (Colombo et al. 2005). Abbildung 1: Der ERIGO ermöglicht den Patienten ein Bewegungstraining, auch wenn die Kreislaufsituation noch kein Gehtraining auf dem Laufband zulässt Diese Arbeit untersuchte mit Hilfe der Oberflächen-Elektromyographie die Aktivität der Muskulatur der unteren Extremität im ERIGO zunächst an Gesunden. Weiterführend wurden die Möglichkeiten eines Trainings mit Patienten in Bezug auf die motorischen und kardiovaskulären Funktionen betrachtet. Der erste Teil befasste sich mit den verschiedenen Einflüssen des ERIGO auf die muskuläre Aktivierung bei gesunden Probanden. Diese Daten stellten die Basis für -1 Einleitung vergleichende Studien mit Patienten dar. In dieser „EMG-Analyse-Studie“ wurden verschiedene Beinbewegungsmuster evaluiert, die für Patienten zur Rehabilitation geeignet schienen. Im zweiten Teil wurden Ergebnisse der „ERIGO- Trainingsstudie“ mit inkomplett Querschnittgelähmten vorgestellt. Diese Patienten nahmen an einem einmonatigen ERIGO-Training in Kombination mit FES teil. Dabei sollte die Frage beantwortet werden, ob dieses Training den Kreislauf stabilisieren und die Gehfähigkeit der Patienten verbessern kann. 1.1 Die Querschnittlähmung Die Querschnittlähmung ist Folge einer Schädigung des Rückenmarks. Ihr können in ihren vielfältigen Erscheinungsformen zahlreichen Ursachen zu Grunde liegen. Man unterscheidet traumatische und nichttraumatische Ursachen. Die Nichttraumatischen unterteilen sich in ischämische (z.B.: Embolie) und anderweitige. Zu diesen zählen beispielsweise Raumforderungen (z.B.: Blutungen, spinale Tumoren) oder Multiple Sklerose. Unabhängig von der Ursache der Schädigung, differenziert man komplette von inkompletten Läsionen. Durch die Höhe des letzten intakten Rückenmarkssegments definiert sich das Läsionsniveau. Für diese Einteilung hat sich das Protokoll der American Spinal Injury Association (ASIA) etabliert. Dieses teilt die Verletzungen in fünf Kategorien A-E ein (Tabelle 2). ASIA- Level Definition A Komplett: keine motorischen oder sensorischen Funktionen in den sakralen Segmenten S4/S5 vorhanden B Sensorisch Inkomplett: sensorische, aber keine motorischen Funktionen unterhalb des beschädigten Segments vorhanden C Motorisch Inkomplett: motorische Restfunktionen unterhalb des beschädigten Segments sind erhalten. Mehr als die Hälfte der Kenn-Muskeln haben einen Kraftgrad <3 D Motorisch Inkomplett: motorische Restfunktionen unterhalb des beschädigten Segments sind erhalten. Mindestens die Hälfte der Kenn-Muskeln haben einen Kraftgrad >3 E normal bzw komplette Remission: motorische und sensorische Funktion ist normal Tabelle 2: Definition der ASIA-Level zur Klassifikation der Querschnittlähmung (Definition der Kraftgrade im Kapitel 5.3.3 Methoden der ERIGO-Trainingsstudie Funktionelle Untersuchungen) -2 Einleitung Die Ausfallssymptomatik ist von den betroffenen Nervenbahnen abhängig. Charakteristische Symptomverbindungen werden zu Syndromen (Tabelle 3) zusammengefasst. Syndrom Rückenmarksquerschnitt Symptome Anterior-Cord-Syndrom Sensibilität: -dissozierte Sensibilitätsstörungen -Berührungs-und Lageempfinden normal Motorik: -schlaffe, später spastische Paresen Central-Cord-Syndrom Sensibilität: -bilaterale dissoziierte Sensibilitätsstörungen Motorik: -Schlaffe Paresen geminderte Reflexe auf Läsionshöhe -spastische Paresen mit gesteigerten Reflexen unterhalb der Läsion Posterior-Cord-Syndrom Sensibilität: -Lage-/ Vibrationsempfinden sind gestört -Schmerz und Temperatur sind intakt Motorik: -Koordinationsproblem -Funktion und Kraft ist vorhanden Brown-Séquard- Syndrom Läsionshöhe: -schlaffe Paresen Hyperalgesie Distal ipsilateral: -schlaffe spastische Plegie -Störung Lage/ Vibrationsempfinden Distal kontralateral: -Störung des Schmerz und Temperaturempfindung Konus-Syndrom Sensibilität: -Reithosenanästhesie; symmetrisch -bilaterale mäßige Schmerzen (perineal+ Hüftregion) Motorik: -ASR+PSR meist normal -schlaffe Paresen untypisch -frühe ausgeprägte Sphinkterstörung Kauda-Syndrom Sensibilität: -Reithosenanästhesie; asymmetrische -radikuläre starke Schmerzen Motorik: -Reflexe abgeschwächt -schlaffe Paresen -späte Sphinkterstörungen Tabelle 3: Übersicht über die Syndrome bei Rückenmarksverletzung -3 Einleitung Die Angaben zur Prävalenz der Querschnittlähmung sind unsicher und werden für Europa mit etwa 250-280 pro 1 Mio. Einwohner angegeben (Wyndaele und Wyndaele 2006). Die Inzidenz in Deutschland wird auf 10-30 auf 1 Mio. Einwohner pro Jahr geschätzt. Das entspricht etwa 1500 Neuerkrankungen pro Jahr (Curt et al. 2007). Für Deutschland erfasst der „Arbeitskreis Querschnittlähmung“ der Berufgenossenschaften seit 1976 Auftreten und Behandlung von Rückenmarkserkrankungen. Exner evaluierte die Daten einer nationalen Datenbank über einen Zeitraum von 27 Jahren. Darin wurden etwa 34000 Fälle aufgenommen, wovon 70% männlichen Geschlechts waren. Die Zahl der Neuerkrankungen stieg von 1200 Fällen im Jahre 1991 auf 1800 Fälle im Jahre 2003. Die Ursachen sind im Wandel begriffen. Während die Verkehrsunfälle als Ursache in den Jahren 1982 bis 2003 von 43% auf 31% sanken, nahmen die erkrankungsbedingten Ursachen in dem selben Zeitraum von 14% auf 30% zu (Exner 2004). Trotz der Seltenheit kommt der Querschnittlähmung große soziale, psychische, und finanzielle Bedeutung zu. So kostet die Frühversorgung und Rehabilitation zwischen 125000 und 250000 Euro. Die lebenslänglichen Folgekosten werden in einer amerikanischen Studie auf 0,5 bis 2 Mio US-Dollar geschätzt. Die jährlichen Ausgaben in den USA werden mit 7 Milliarden US-Dollar angegeben (McDonald und Sadowsky 2002). Die wissenschaftliche Auseinandersetzung mit der Paraplegie und deren gezielte Untersuchung ist ein noch relativ neues Forschungsgebiet. Vor 60 Jahren galt etwa die Faustregel, dass die Überlebenszeit in Tagen dem Läsionsniveau entspricht. So ging man davon aus, dass ein Patient mit einer Läsion des Rückenmarkssegments C4 nach vier Tagen verstirbt. Erst durch die Fortschritte auf dem Bereich der operativen Frühversorgung und der Rehabilitationsmedizin haben Patienten heute keine geringere Lebenserwartung als gesunde Personen. Diese Lebenszeit selbstbestimmt und so unabhängig wie möglich zu gestalten, gilt heute als das Ziel der Rehabilitation (Dietz 1996). In der Rehabilitation ist ein interdisziplinäres Vorgehen notwendig, um die einzelnen Problemfelder adäquat behandeln zu können. Erfahrungsgemäß setzen Patienten mit einer kompletten Querschnittlähmung ihre Prioritäten auf die Kontrolle der Harn- und Darmkontinenz und eine Stabilisierung des Kreislaufes, während bei Patienten mit einer inkompletten Symptomatik die Wiedererlangung motorischer Fähigkeiten in den Vordergrund tritt. -4 Einleitung Technische Hilfsmittel sind heute durch moderne Materialien und Vielseitigkeit der Konzepte zu einem bedeutenden Anteil an der Steigerung der Lebensqualität der Betroffenen beteiligt. 1.2 Kreislaufsituation bei Querschnittlähmung 1.2.1 Physiologische Grundlage Die Regulation des Blutkreislaufes unterliegt einer komplexen Steuerung. Dabei werden die Mechanismen in kurzfristige und mittelfristige unterteilt. Zu den Kurzfristigen zählen die neuronal vermittelten Regelmechanismen. Die Mittelfristigen werden über humorale Signale vermittelt und regulieren über das Blutvolumen den basalen Blutdruck. Beide Teile der Blutdruckregulation sind nicht getrennt voneinander zu betrachten, da sie sich in vielfältiger Art beeinflussen und überschneiden. Im Zentrum der kurzfristigen Regulation stehen die Barorezeptoren im Karotissinus und im Aortenbogen. Diese registrieren den aktuellen Blutdruck, sowie die Richtung und das Ausmaß einer Änderung und leiten die Informationen über die Hirnnerven IX (N. glossopharyngeus) und X (N. vagus) in die Kreislaufzentren im Hirnstamm (Medulla oblongata). Um einem Blutdruckabfall entgegen zu wirken, wird der Sympathikus aktiviert und der Parasympathikus gehemmt. Das bewirkt eine Zunahme des Herzminutenvolumen (Schlagfrequenz und Kontraktilität) und des totalen peripheren Widerstandes (Vasokonstriktion). So kann aus der Herzfrequenzanalyse die aktuelle Kreislaufsituation abgeschätzt werden (Zwiener 1973b, Zwiener 1973a). In der ERIGO-Trainingsstudie wurde die Pulsfrequenz als Regelgröße gemessen und ausgewertet. Aufwendigere Analysen des EKG (Heart rate variability) lassen eine Aussage zur sympathiko-vagalen Balance zu. Die mittelfristige Regulation beruht auf humoralen Mediatoren. Dazu gehören das Atriale Natriuretische Peptid (ANP) und das Renin-Angiotensin-Aldosteron-System (RAAS). ANP wird bei Volumenbelastung der Herzvorhöfe ausgeschüttet und steigert die Wasserausscheidung. Somit ist das ANP in blutdrucksenkende Mechanismen involviert, ebenso wie eine verminderte Katecholaminwirkung. Bei einem zu geringen renalen Perfusionsdruck wird Renin sezerniert. Das sorgt über die Kaskade von Angiotensinogen, Angiotensin I und II für verminderte Wasserausscheidung und -5 Einleitung somit für eine Blutdrucksteigerung (Deetjen und Speckmann 1999, Schmidt et al. 2005). 1.2.2 Pathophysiologie bei Querschnittlähmung Die Kreislauffunktion kann bei Beschädigung des Grenzstranges schwer gestört werden, wenn die sympathische Wirkung auf das Herz und die Gefäße ausfällt (Phillips et al. 1998). Diese Konstellationen tritt bei hohen Läsionen, C6 und höher, auf. Auch bei intakter kardialer sympathischer Innervation kommen Kreislaufstörungen vor, da die Funktion der Muskelpumpe der unteren Extremität fehlt und dadurch Blut im venösen System versackt. Zusätzlich wird die Anpassungsfähigkeit durch lang dauernde Immobilisation in der Akutphase reduziert. Diese vegetative Dysfunktion äußert sich in Blutdruckabfällen beim Einnehmen der aufrechten Position, die bis zur Synkope führen können (Claydon und Krassioukov 2006). Die Fähigkeit beim Aufstehen aus dem Liegen eine stabile Durchblutung zu gewährleisten, nennt man orthostatische Toleranz. Eine zuverlässige Durchblutung ist neben dem Wohlbefinden auch für den allgemeinen Heilungsverlauf von Bedeutung. So treten bei Minderperfussion vermehrt Wundheilungsstörungen und Decubiti auf. Ebenso ist bei einer Immobilisation die Gefahr einer Thrombose erhöht. Daher ist es notwendig, die Kreislauffunktion schon in dieser Phase zu unterstützen. Ein Ansatz ist eine Bewegungstherapie, die den Rückstrom des Blutes aus dem Niederdrucksystem der gelähmten Extremitäten fördert. Die Standardtherapie für den Kreislauf ist heute ein Kipptischtraining (Ector et al. 1998), das später in eine Stehübung an einem Standtisch übergeht. Das Synkopenrisiko kann durch zusätzliche funktionelle Elektrostimulation (Chao und Cheing 2005) und durch gleichzeitiges Bewegen (Thrasher et al. 2005) deutlich reduziert werden. 1.3 Rehabilitation der Motorik Die Motorik umfasst alle Bereiche des menschlichen Lebens. Dabei reicht sie von unbewussten Prozessen wie Reflexen über die Mimik bis zur Willkürmotorik. Die Motorik ist ein sehr komplexes Netzwerk von Effektoren und Sensoren und den zwischengeschalteten Nerven und neuronalen Zentren. Bei der Prognose der motorischen Fähigkeiten nach einer Rückenmarksläsion ist die Differenzierung in motorisch komplette und motorisch inkomplette Läsionen ebenso von Bedeutung, -6 Einleitung wie die Läsionshöhe und die Beeinträchtigung sensibler Nervenbahnen. Diese unterschiedlichen Ausprägungen führen zu einer sehr heterogenen Symptomatik. Die Entwicklung eines Rehabilitationskonzepts, erfordert ein grundlegendes Modell der Bewegungssteuerung. An spinalisierten Säugetieren konnten einfache Gangmuster gezeigt werden, die ohne supraspinale Kontrolle ausgeführt werden. Grillner entwickelte die Hypothese des „central pattern generator“ (CPG), eines Netzwerkes spinaler Interneurone, das für diese Steuerung verantwortlich ist (Grillner 1975, Grillner 1985, Grillner und Wallen 1985). Diese Strukturen können kontrollierende und modulierende Funktionen übernehmen (Pinter und Dimitrijevic 1999). Die Erkenntnis, dass dieses neuronale Netz ein dynamisches Element ist (Wolpaw et al. 1983, Pearson 2000), führte zu einer Orientierung darauf, die Plastizität dieser spinalen Zentren (Dietz 2003) in der Therapie zu nutzen . In der Rehabilitation der Gehfähigkeit hat sich deshalb das Prinzip der körpergewichtsentlasteten Laufbandtherapie (Wernig und Müller 1992, Dietz et al. 1994a) etabliert. Dabei führen Physiotherapeuten die Beinbewegungen des Patienten, der über ein Gurtsystem entlastet ist, auf dem Laufband. Der hohe Zeitaufwand und Personalbedarf hat zur Entwicklung von roboterassistierten Ansätzen geführt, die längere Trainingszeiten für den Patienten ermöglichen. Hesse konstruierte einen „GAITTRAINER“, der sowohl für Schlaganfall-Patienten als auch für Querschnittgelähmte genutzt werden kann. Dieser kommt ohne Laufband aus und ermöglicht mittels zweier beweglicher Schienen ähnliche Bewegungen, wie handelsübliche Crosstrainer. In seiner Arbeit belegt Hesse die Ähnlichkeit zum physiologischen Aktivierungsmuster der Muskeln (Hesse und Uhlenbrock 2000). Werner et al. beschrieben, dass die muskuläre Aktivierung durch den „GAITTRAINER“ vergleichbare Muster aufwies, wie die Laufbandtherapie (Werner et al. 2002). Colombo entwickelte den Gangroboter „LOKOMAT“ (Colombo et al. 2001), der als ein Exoskelett mit dem Patienten verbunden ist. Je nach Fähigkeit des Patienten wird eine vollständig geführte Bewegung bei 100% Gewichtsentlastung bis hin zu einem freien selbst gewählten Gangbild ohne Gewichtsentlastung ermöglicht. Gleichzeitig bietet das automatisierte System reproduzierbare Bewegungen und objektive Werte, womit es sich für den Einsatz in der Forschung eignet (Lünenburger et al. 2006, Husemann et al. 2007). Der wesentliche Nachteil der vorgestellten Therapieprotokolle ist die Notwendigkeit der aufrechten Position. Bei einer Kreislaufinstabilität, die Stehen nur wenige Minuten -7 Einleitung toleriert, ist diese Art von Therapie nicht durchführbar (Rupp et al. 2002). Ein rascher Beginn einer Bewegungstherapie ist aber auch für die Kreislaufsituation von Vorteil. Daher wurde der ERIGO entwickelt, der einen Kipptisch mit einem „Stepper“ verbindet (Colombo et al. 2005). Das Ziel dieser Innovation ist es, in der Frührehabilitation den Kreislauf über Kipptischtraining zu stabilisieren (Czell et al. 2004) und über die Aktuatoren frühzeitig mit einer Bewegungstherapie zu beginnen. Damit sollen die Komplikationen durch eine lange Ruhigstellung, wie beispielsweise Kontrakturen, Thrombosen oder Decubiti, verringert werden. Als ein besonderes Problem des motorischen Systems nach Rückenmarksschädigung ist die Spastik hervorzuheben. Sie ist definiert als ein sowohl krankhaft erhöhter Muskeltonus als auch ein geschwindigkeitsabhängig zunehmender Widerstand gegen eine Streckbewegung und tritt klassischerweise bei Schädigung des ersten motorischen Neurons auf. Die genauen neuronalen Grundlagen sind noch nicht endgültig aufgeklärt. Verschiedene Prozesse werden diskutiert. Übererregbare Gamma-Motoneurone sind zwar beobachtet worden, jedoch werden Veränderungen in der Grundaktivität von Moto-und Interneuronen als wichtiger angesehen (Burchiel und Frank 2001). Für die Betroffenen bedeutet eine unkontrollierte Spastik ein Hemmnis auf motorischer und sozialer Ebene, die die Lebensqualität zum Teil stark reduziert (Adams und Hicks 2005). In einigen Fällen kann sie jedoch auch eine Unterstützung im Alltag sein, wenn der Patient sie bewusst provozieren kann. Im Allgemeinen gestaltet sich die Therapie der Spastik als schwierig. Im pharmakologischen Bereich sind eine Reihe von Medikamenten untersucht wurden. Heute werden Muskelrelaxantien wie Baclofen, Dantrolen und Tizanidin in der Behandlung der Spastik genutzt. Daneben kommen unter anderen auch Diazepam und Botulinumtoxin zur Anwendung. Weitere Methoden zur Verringerung der Spastik sind physikalische Therapieansätze, wie das Stehtraining (Bohannon 1993) und die Elektrostimulation (Aydin et al. 2005, van der Salm et al. 2006). Die Quantifizierung der Spastik für wissenschaftliche Zwecke ist umstritten. Dennoch ist die Ashworth-Skala in der Klinik die am weitesten verbreitete Methode um den Muskeltonus zu erfassen und im Verlauf zu beurteilen. -8 Einleitung 1.4 Funktionelle Elektrostimulation Ein weiteres Element in der Rehabilitation ist die Elektrotherapie. Diese kann mit unterschiedlichen Zielstellungen eingesetzt werden. Es werden sowohl durchblutungsfördernde (Cramp et al. 2000) oder schmerzlindernde (Ishimaru et al. 1995, Johnson und Tabasam 2003) Effekte genutzt als auch die neuromotorische Aktivierung zum Kraftaufbau (Scremin et al. 1999, Dudley et al. 1999) oder als Funktionsersatz (Popovic et al. 2001, Barbeau 2003, Mangold et al. 2005). Bei der Anwendung als Ersatz bzw. als Unterstützung motorischer Funktionen spricht man von funktioneller Elektrostimulation (FES). Bei der FES werden die Motorpunkte der Nerven stimuliert, die einzelne Muskeln versorgen. Da FES primär bei intaktem peripherem Neuron genutzt wird, sind zentrale Lähmungen nach einem Schlaganfall oder einer Rückenmarksverletzung ein klassisches Einsatzgebiet. Ein limitierender Faktor der neuromuskulären Elektrostimulation ist das Auftreten von Ermüdung der Muskelkontraktion, die von der Pulsfrequenz der Stimulation und vom Kontraktionsausmaß abhängig ist (Kesar und Binder-Macleod 2006, Kesar et al. 2007). Sie ist auch eine Ursache, dass das Gehen durch funktionelle Elektrostimulation (Barbeau et al. 2002b, Cikajlo et al. 2005, Thrasher et al. 2006) nur bei wenigen Patienten erreicht wird. Durch die Wahl geringer Pulsfrequenzen, kann die Anwendungsdauer verlängert werden. Der Arm muss weniger statische Arbeit verrichten, sodass für die obere Extremität möglich war, Methoden des Funktionsersatzes zu entwickeln (Mangold et al. 2005). In vielen Bereichen hat sich die funktionelle Elektrostimulation als Ergänzung zum Trainingsgerät etabliert (Popovic et al. 2001, Keller et al. 2002). Viele Autoren konnten die Spastizität durch die Stimulation reduzieren (Vodovnik et al. 1984, Stefanovska et al. 1989, Chen et al. 2005, Ring und Rosenthal 2005). Auch Effekte auf die Endothelfunktion (Groot et al. 2005) werden diskutiert. Durch funktionelle Magnetresonanzbildgebung konnten Veränderung der zerebralen Aktivitäten durch Elektrostimulation dargestellt werden (Han et al. 2003, Kimberley et al. 2004), die so einen Einblick in die neuronale Plastizität ermöglichen. 1.5 Modulierung der Muskelaktivitäten Unter dem Begriff „Modulation“ werden die Veränderungen des elektrophysiologischen Verhaltens der Muskulatur zusammengefasst. Um die -9 Einleitung myoelektrische Aktivierung von Muskeln in vivo darzustellen, ist die Elektromyographie (EMG) die Methode der Wahl. Sie erlaubt eine quantitative und objektive Erfassung und kann somit Therapie-bzw. Trainingsprozesse dokumentieren. In der Bewegungswissenschaft und Rehabilitation können so Bewegungsabläufe erfasst, ausgewertet und optimiert werden. Aussagen zur Stärke der Aktivierung und deren zeitlichen Verlauf, sowie zur Ermüdung des Muskels (Karlsson et al. 2003) und dessen Faserzusammensetzung (Duchene und Goubel 1993) sind möglich. In der Literatur sind nur wenige konkrete Ergebnisse der Modulierung des EMG durch ein Bewegungstraining vorhanden. Zu langfristigen EMG-Modulationen durch spezifische Trainingstherapien sind fast keine Angaben zu finden. Bei Querschnittgelähmten bezieht sich die Mehrheit der Autoren auf das gewichtsunterstützte Laufbandtraining (Dietz et al. 1994b, Dietz et al. 1998, Colombo et al. 2001, Harkema 2001). Diese kleinen Effekte sind auch in anderen Bereichen der Bewegungsrehabilitation beschrieben, so unter anderen bei Schlaganfallpatienten (Thaut et al. 1997, Bradley et al. 1998) und an Morbus Parkinson erkrankten Personen (Pedersen et al. 1990). Die Fähigkeit des Rückenmarks auf veränderte Situationen zu reagieren steht mit dem Modell des „central pattern generator“ (CPG) in Zusammenhang. Es wurden unterschiedliche Einflussfaktoren betrachtet. Die Bewegungsgeschwindigkeit (Lünenburger et al. 2006) und das Maß der Belastung (Loading) (Clark et al. 2004, Lünenburger et al. 2006, van Hedel et al. 2006) sind Einflussgrößen, die einen proportionalen Effekt auf die muskuläre Aktivierung haben. Auch für die Hüftextension sind modulierende Effekte beschrieben (Dobkin et al. 1995, Gregor et al. 2006). Dennoch fanden sie keinen Einzug in ein experimentelles Rehabilitationsprogramm. Der ERIGO berücksichtigte diese drei Einflussmöglichkeiten. Es war anzunehmen, dass auch bei Stepper-ähnlichen Bewegungsmustern solche modulierenden Effekte zu beobachten sind. 1.6 Kipptischtraining Eine weit verbreitete Therapieform bei Patienten mit Kreislaufproblemen ist das Kipptischtraining. Bei der Provokation durch eine orthostatische Belastung wird die Reaktion des Herz-Kreislaufsystems aktiviert. Das Kipptischtraining reduzierte das Auftreten von neurokardiogenen Synkopen bei Patienten und ist zur Therapie -10 Einleitung geeignet (Mtinangi und Hainsworth 1998, Reybrouck et al. 2000). Das von der Firma Hocoma (Schweiz) neu entwickelte Kipptisch-Stepper-System „ERIGO“ bietet die Möglichkeit, kreislaufinstabile Patienten zu mobilisieren und die Kreislaufsituation zu verbessern. Gleichzeitig wird mit der Bewegungstherapie begonnen, wodurch ein stabilisierender Einfluss auf den Blutdruck ausgeübt wird (Czell et al. 2004). Der ERIGO bietet zusätzlich die Möglichkeit, die Bewegungsparameter zu verändern. So können die Bewegungsgeschwindigkeit, der Kippwinkel, das Gangmuster und die Hüftvordehnung (siehe Kapitel 3.1 Das Kipptisch-Stepper-System – ERIGO) eingestellt werden. Diese Einflussfaktoren sind aus der Laufbandtherapie bekannt und sollen nun auch am aktiven Kipptisch untersucht werden. -11 Ziele der Arbeit 2 Ziele der Arbeit Das neue Kipptisch-Stepper-System -ERIGO – wurde für die Frührehabilitation entwickelt. Dabei soll den möglichen Komplikationen der Immobilisation durch Bewegung und Kreislaufstabilisierung vorgebeugt werden. Nach den ersten Kreislaufuntersuchungen an Gesunden, wurde mit dieser Studie die muskuläre Aktivität elektromyographisch evaluiert. Die Arbeit gliedert sich in zwei Teile. Der Erste ermittelte die physiologischen Aktivierungsmuster Gesunder. Der Zweite untersuchte die Effekte eines Trainings mit querschnittgelähmten Patienten. 2.1 Fragestellung für die EMG-Analyse-Studie -Referenzpersonen Die EMG-Analyse-Studie mit Gesunden wurde durchgeführt, um erstmals EMG- Daten am ERIGO zu erheben. Ziel war es zu untersuchen, wie die Muskeln auf dem Kipptisch-Stepper-System aktiviert werden. Gleichzeitig wurden Einflussgrößen der Muskelaktivität gesucht. Diese Daten dienen als Referenz für weitere elektromyographische Analysen und die Beurteilung von Interventionen mit dem ERIGO. Dafür musste ein Versuchsaufbau entwickelt werden. Dieser sollte bei der Analyse Gesunder und Rückenmarksgeschädigter anwendbar und mit weiteren Modulen, z.B. der funktionellen Elektrostimulation, ergänzbar sein. Der ERIGO bot vier Einstellungsparameter: a) Bewegungsgeschwindigkeit b) Gewichtsbelastung der Beine c) Ausmaß der Hüftextension d) Bewegungsmuster Zu untersuchen war die Beeinflussung der muskulären Aktivierung durch diese vier Parameter. Aus der Ganganalyse ist bekannt (Winter 1991), dass erhöhte Geschwindigkeiten und größere Last die Aktivität steigern. Der Hüftwinkel beeinflusst die Reflexe der Beinmuskulatur und damit das Gehen in einem starken Ausmaß (Knikou und Rymer 2002, Knikou et al. 2006). Ist dieser Effekt auch durch Hyperextension im ERIGO nachweisbar? Die drei Bewegungsmuster (siehe Kapitel 3.1.1) sollten auf zwei Zielstellungen untersucht werden. Zuerst sollte die myoelektrische Aktivierung für die einzelnen Muster erfasst werden. Daneben sollte -12 Ziele der Arbeit auch evaluiert werden, welche Bewegung aus Sicht der Probanden angenehm und durchführbar ist. Aus diesen Erkenntnissen könnten dann in Zukunft individuelle Trainingsprotokolle entwickelt werden. -13 Ziele der Arbeit 2.2 Fragestellung für die ERIGO-Trainingsstudie -Patientenstudie In der ERIGO-Trainingsstudie mit querschnittgelähmten Patienten wurde deren kardiovaskuläre Stabilität und die motorischen Fähigkeiten während eines Trainings mit dem ERIGO untersucht. Ausgangspunkt der ERIGO-Trainingsstudie war die Fragestellung, welche Effekte durch eine Kombination von ERIGO-Training mit funktioneller Elektrostimulation erzielt werden können. Zu diesem Zweck wurden eine Gruppe mit FES und eine Gruppe ohne FES verglichen. Dabei wurden drei Aspekte untersucht: a) Wird die Kreislaufstabilität durch ein Training erhöht? b) Sind EMG-Modulationen zu beobachten, die mit funktionellen Veränderungen einhergehen? c) Können durch das Training funktionelle Fähigkeiten (Gehfähigkeit, Kraft, Spastizität) verbessert werden? Hinsichtlich der Kreislaufsituation lagen bislang nur Daten gesunder Probanden auf dem ERIGO vor (Thrasher et al. 2005, Corletto 2006). Beide Studien zeigten einen kreislaufstabilisierenden Effekt durch Bewegung und FES. Chao und Cheing beobachteten bei Patienten mit Querschnittlähmung eine Verminderung der Synkopenhäufigkeit durch die Kombination von FES und klassischen Kipptischtraining (Chao und Cheing 2005). Deshalb wurde angenommen, dass in der Gruppe mit FES eine stärkere Kreislaufstabilisierung zu beobachten ist als in der Gruppe ohne FES . In der Patientenstudie sollte geprüft werden, ob durch das Training die Gehfähigkeit verbessert wird und ob die Patienten von der Kombination mit FES profitieren. In Ergänzung der Gehtests wurden die Muskelkraft und die Spastik der unteren Extremität mit den gebräuchlichen klinischen Tests erfasst. Die EMG-Analyse der Studie diente dem Ziel, funktionelle Veränderungen mit elektromyographischen Beobachtungen zu vergleichen. -14 Material und Methoden 3 Material und Methoden Diese Arbeit umfasst zwei separate Studien, zum einen die EMG-Analyse-Studie mit „Referenzpersonen“ zum anderen die ERIGO-Trainingsstudie, an der querschnittgelähmte Patienten teilnahmen. Gemeinsam haben beide Studien die Evaluierung der elektromyographischen Signale im ERIGO. Verschiedene Methoden wurden nur für eine, manche für beide Studien angewendet. Zuerst werden die Materialen und Methoden vorgestellt, die für beide Studien benötigt wurden. Dazu gehörte der ERIGO, das EMG und die Aufzeichnungsund Auswertungstechnik der EMG-Signale. In den darauf folgenden Kapiteln werden die beiden Studienteile getrennt voneinander beschrieben. 3.1 Das Kipptisch-Stepper-System – ERIGO Der ERIGO ist ein Kipptisch mit der Möglichkeit die untere Extremität von gelähmten Patienten zu bewegen (Abbildung 2). Diese Bewegung wird durch Kniemanschetten an beweglichen Schienen von den Antrieben auf die Beine übertragen. Die Beine motorisch schlaffer Paraplegiker können damit passiv bewegt werden, ein Patient mit motorischer Restfunktion kann aktiv der Bewegung des Gerätes folgen. Entwickelt wurde der aktivierende Kipptisch zunächst für die Rehabilitation von Querschnittgelähmten, um deren dysregulierten Kreislauf zu unterstützen. Abbildung 2: Der ERIGO -15 Material und Methoden Der ERIGO bietet konstante, quantifizierbare Bewegungen. So können im Kontrollmenü wesentliche Parameter wie das Bewegungsmuster (siehe unten), die Geschwindigkeit und der Bewegungsumfang eingestellt werden. Dazu kommt die Anzeige des Kippwinkels, der Schrittanzahl und der Trainingsdauer. Diese Einstellungen ermöglichen eine exakte Wiederholbarkeit der Bewegung mit allen Probanden und Patienten. 3.1.1 Die Bewegungsmuster In der vorliegenden Studie wurden bei Gesunden die folgenden drei Bewegungsmuster untersucht (Abbildung 3): -One-leg-Muster -Standard-Muster -Sinus-Muster Bewegungsmuster 0% 25% 50% 75% 100% Bewegungszyklus in % Streckung Kniewinkel BeugungOL Standard Sinus Abbildung 3: Bewegungsmuster des ERIGO im Vergleich Das One-leg-Muster ist in zwei Phasen geteilt. Die Bewegungsphase ist dem Sinusmuster entlehnt und besteht aus einer symmetrischen Beugung und Streckung des Kniegelenks in der ersten Hälfte des Gangzyklus. Der Bewegungsphase folgt eine Standphase, in der das jeweils andere Bein die Bewegung durchführt. Diese Standphase ermöglicht Patienten mit muskulärer bzw. -16 Material und Methoden posturaler Insuffizienz das Training, indem sie die statische Stabilität über dem gestreckten Bein nutzen. Um die Bewegung des jeweils anderen Beines durchführen zu können, verlagern sie ein Teil der Last auf das stabile gestreckte Bein. Das Standard-Muster orientiert sich an der Hüftauslenkung der physiologischen Gehbewegung aus Stand-und Schwingphase. Es besteht aus einer schnellen Hüftanteversion und einer unterteilten Retroversion. Dieses Muster ist mit dem Ziel der Nähe zum natürlichen Gangbild implementiert worden und hat daher den Namen „Standard“-Muster erhalten. Dennoch entwickelte sich durch die fehlende Schwingphase im ERIGO nur eine eingeschränkt realitätsnahe Gehbewegung. Im Sinus-Muster nehmen Beugung und Streckung je eine Hälfte des Zyklus ein. Das andere Bein ist jeweils um einen halben Zyklus verschoben. Dabei spiegelt dieses Muster eine Bewegung wider, die für das Treppensteigen oder einen „Stepper“ typisch ist. Diese Bewegung wird, bedingt durch die Geometrie des ERIGO, optimal trainiert. Das One-leg-Muster bietet die notwendigen stabilisierenden Voraussetzungen für motorisch inkomplett gelähmte Patienten und wurde daher als das Referenzmuster in der EMG-Analyse-Studie gewählt. Das Standard-und das Sinusmuster werden in der dieser Arbeit auch als „Alternativmuster“ zusammengefasst. 3.1.2 Die Bewegungsparameter Die Geschwindigkeit wurde in Schritten pro Minute eingestellt. Im Gegensatz zur allgemeinen Ganganalyse wurde beim ERIGO jede Beinbewegung des einzelnen Beines als Schritt gewertet. Es resultieren zwei gezählte Schritte für einen klassischen Gangzyklus. In der EMG-Analyse-Studie wurden Geschwindigkeiten von 20, 40 und 60 Schritten pro Minute untersucht. Der individuelle Bewegungsumfang (ROM: range of motion) wurde für die Probanden während der Messung konstant gehalten. Bei Rückenmarksverletzten der ERIGO- Trainingsstudie wurde zu jedem Training der maximal von ihnen ausführbare ROM gewählt. -17 Material und Methoden Durch das Aufrichten des Kipptisches kann die Gewichtsbelastung der unteren Extremität gesteigert werden. Der Kippwinkel betrug immer 0° im Liegen und 80° im aufgerichteten Zustand. 20° Abbildung 4: Skizze zur Veranschaulichung der Hüftextension Die Hüfte wurde von 180° um 20° über die Null-Stellung auf 200° in einer Hyperextensionsstellung (Abbildung 4) erweitert. Aus der Kombination dieser Parameter mit verschiedenen Gangmustern ergaben sich die Bewegungskonditionen, die bei Probanden analysiert wurden (siehe Kapitel 4.3 Bewegungskonditionen). 3.2 Elektromyographie 3.2.1 Datenaufzeichnung Zur Beurteilung der muskulären Aktivität wurde das Elektromyogramm (EMG) von der Hautoberfläche abgeleitet. Dazu wurden die Vorgaben der europäischen Arbeitsgruppe für Oberflächen-EMG „SENIAM“ (Surface Electromyography for the Non-Invasive Assessment of Muscles (Hermens et al. 1999)) genutzt. Folgende Muskeln wurden untersucht: a) Musculus vastus lateralis des M. quadriceps femoris (VL) b) Musculus biceps femoris (BF) c) Musculus tibialis anterior (TA) d) Musculus soleus (SO) Als eingelenkiger Muskel der Quadrizepsgruppe eignet sich der Vastus lateralis als Stellvertreter der Kniestrecker. Der Biceps femoris stellt den Antagonist mit der -18 Material und Methoden Funktion der Kniebeugung und Retroversion in der Hüfte dar. Der Tibialis anterior als Dorsalflexor und der Soleus als Plantarextensor wirken im Sprunggelenk als Antagonisten. Vor der Messung wurde die Haut der Teilnehmer an den Positionen der Elektroden rasiert und mit einer Hautreinigungspaste gereinigt. Dadurch wurde der Hautwiderstand reduziert und die Signalqualität deutlich verbessert. Zur Ableitung wurden Ag/AgCl Doppelelektroden (Noraxon) mit einer Elektrodenoberfläche von 1cm2 und einem Elektrodenabstand von 2cm gewählt. Abbildung 5: Befestigung der EMG-Elektroden beim Patienten (li.) und Trennbox (re.) Das EMG wurde mittels dieser Oberflächenelektroden über den jeweiligen Muskelbäuchen abgeleitet. Am Oberschenkel wurde mit einfachdifferentieller, am Unterschenkel, um das Übersprechen eng benachbarter Muskeln zu minimieren, mit doppeldifferentieller Technik abgeleitet. Bei der doppeldifferentiellen Ableitung werden drei Elektroden benötigt wobei die äußeren zusammen als Referenz gemittelt und so die störenden Potentiale anderer Muskeln reduziert werden (Hermens et al. 1999). Die Abtastrate betrug 2kHz. Das Signal wurde 500fach vorverstärkt und galvanisch getrennt („ISOLAMP“ ALEA Solutions, Schweiz; Abbildung 5). Parallel zum EMG wurden die Signale des ERIGO abgespeichert. Dazu gehören die Trigger, die den Beginn eines neuen Schrittzyklus markieren und die Informationen der Kraftsensoren in den Hüftmotoren. Die Aufzeichnung erfolgte über eine 16bit-DAQ-Karte (DAQ-6036E; National Instruments; USA) mit einem Laptop. Ein LabVIEW-basiertes (National Instruments, USA) Programm („Soleasy“; ALEA Solutions, Schweiz) stellte die Daten dar und speicherte sie ab. -19 Material und Methoden 3.2.2 EMG-Bearbeitungen Die Rohdaten der einzelnen Messungen wurden mit „Soleasy v3.2“ (ALEA Solutions, Schweiz) bearbeitet. „Soleasy“ ist eine Bibliothek von Funktionen zur Signalbearbeitung, die in der graphischen Programmiersprache Labview (National Instruments, USA) programmiert wurde (siehe Anhang: Abbildung 30 und Abbildung 31). Für die Auswertung (Übersicht siehe Abbildung 6) wurden die Rohsignale zuerst in einzelne Abschnitte getrennt, die den einzelnen Messbedingungen entsprechen. Die EMG-Daten der Blöcke wurden mit einem Hochpassfilter (20Hz; 6.Ordnung; Chebychev; 0,5 dB Ripple) und mit einem Notch-Filter (Bandstopp 48-52Hz; 6. Ordnung; Chebychev; 0,5dB Ripple) digital gefiltert. Durch die geringen Amplituden bei Querschnittgelähmten und trotz Abschirmung aller Komponenten, wurde das Netzbrummen zu stark und damit der Signal-Rausch-Abstand zu klein. Um die Datensätze vergleichbar zu halten, war die Verwendung eines Notch-Filter sowohl bei den Daten der Patienten als auch bei denen der Probanden notwendig. Eine enge Begrenzung der Cut-off-Frequenzen hielt die Beeinflussung des Signals gering. Nach Vorversuchen beurteilte man den Effekt des Notch-Filters als akzeptabel. Die Minimierung der 50Hz-Störungen war sehr gut, bei gleichzeitig sehr geringem Einfluss auf die Darstellung der myoelektrischen Aktivität. Für die weitere Analyse wurden immer 20 Schritte auf Störungen untersucht, ausgewählt und zeitlich auf 3000 Datenpunkte normalisiert. Diese 20 Einzelschrittkurven wurden durch einen Scharmittelwert-Algorithmus (ensemble average) gemittelt. In der Literatur gelten Schrittzahlen zwischen 10 (Shiavi et al. 1998) und 20 Schritten (Gabel und Brand 1994) zur Mittelungen als zuverlässig. Dieser gemittelte Schritt -im weiteren auch „Normschritt“ genannt -wurde auf zwei Qualitäten, zum einen den zeitlichen Verlauf und zum anderen die Aktivität, untersucht. -20 0,6 Rohsignal 0,5 0,4 0,3 0,2 0,1 0 0 25 50 Bewegungszyklus in % 75 100 0,1 Offset-Korrektur 0,05 0 -0,05 -0,1 0 25 50 Bewegungszyklus in % 75 100 Material und Methoden E EEM MMG GG- --R RRo ooh hhd dda aat tte een nn 2 221 11 P PPr rro oob bba aan nnd dde een nn j jje ee 1 113 33 K KKo oon nnd ddi iit tti iio oon nne een nn j jje ee 4 44 M MMu uus ssk kke eel lln nn F FFi iil llt tte eer rru uun nng gg 2 220 00H HHz zz- --H HHo ooc cch hhp ppa aas sss ss ( ((O OOf fff ffs sse eet ttk kko oor rrr rre eek kkt ttu uur rr) )) N NNo oot ttc cch hh- --F FFi iil llt tte eer rr - - ( ((5 550 00H HHz zz N NNe eet ttz zzb bbr rru uum mmm mme een nn) )) M MMi iit ttt tte eel llu uun nng gg A AAu uus ssw wwa aah hhl ll 2 220 00 S SSc cch hhr rri iit ttt tte ee j jje ee K KKo oon nnd ddi iit tti iio oon nn Z ZZe eei iit ttn nno oor rrm mma aal lli iis ssi iie eer rru uun nng gg a aau uuf ff 3 330 000 000 00 D DDa aat tte een nnp ppu uun nnk kkt tte ee S SSc cch hha aar rrm mmi iit ttt tte eel llw wwe eer rrt tte ee d dde eer rr 2 220 00 S SSc cch hhr rri iit ttt tte ee • N NNo oor rrm mms ssc cch hhr rri iit ttt tt A AAm mmp ppl lli iit ttu uud dde een nn- --A AAn nna aal lly yys sse ee R RRM MMS SS ü üüb bbe eer rr d dde een nn g gge ees ssa aam mmt tte een nn N NNo oor rrm mms ssc cch hhr rri iit ttt tt S SSt tta aat tti iis sst tti iis ssc cch hhe ee A AAu uus ssw wwe eer rrt ttu uun nng gge een nn Hüllkurve 0,1 Zeitliche Analyse G GGl lle eei iic cch hhr rri iic cch hht tte een nn d dde ees ss S SSi iig ggn nna aal lls ss 0,05 3 335 55H HHz zz- --T TTi iie eef ffp ppa aas sss ssf ffi iil llt tte eer rr • H HHü üül lll llk kku uur rrv vve ee 0 -0,05 M MMa aar rrk kki iie eer rru uun nng gg d dde eer rr A AAk kkt tti iiv vvi iit ttä äät tt -0,1 A AAn nn: :: > >>3 33f ffa aac cch hhe ee R RRu uuh hhe eea aak kkt tti iiv vvi iit ttä äät tt 0 25 50 75 100 Bewegungszyklus in % E EEr rrs sst tte eel lll lle een nn d dde eer rr A AAk kkt tti iiv vvi iit ttä äät tts ssv vve eer rrl llä ääu uuf ffe ee A AAn nn= ==1 11; ;; A AAu uus ss= ==0 00 A AAd ddd ddi iit tti iio oon nn d dde eer rr 2 221 11 P PPr rro oob bba aan nnd dde een nn Q QQu uua aar rrt tti iil ll- --D DDa aar rrs sst tte eel lll llu uun nng gg 3.2.3 Die zeitliche Analyse -21 A AAA i iiiiiiiii ä äää k kkk t tttttt m mm n nn v vv Bei der zeitlichen Analyse wurde untersucht, in welchen Phasen ein Muskel aktiv bzw. inaktiv war. Als Kriterium für Aktivität diente ein Übersteigen der 3fachen Ruheaktivität. Eine direkte visuelle Auswahl der Bereiche war den automatisierten Erkennungsalgorithmen, auf Grund deren mangelnder Validität und der V VV v Abbildung 6: Signalbearbeitung und beispielhafte EMG-Darstellung t ttt n m Material und Methoden notwendigen zusätzlichen visuellen Kontrolle, überlegen. Die Markierungen definierten die Phasen der (In-) Aktivität der untersuchten Muskeln. Daraus generierten sich die Übersichtsabbildungen der Aktivierungsphasen für jede einzelne Kondition, Muskel und Probanden resp. Patienten. 3.2.4 Die Analyse der Aktivität Für die Aktivität gilt die Root mean square (RMS) als gutes Maß bei bipolaren Signalen. Formel 1: Berechnung der Root mean square (RMS) Die RMS wurde folgendermaßen normiert. Zu Beginn und am Ende jeder Messung wurde jeweils eine Kontrollbedingung gemessen. Diese Kontrollbedingung bestand aus dem One-leg-Muster mit 40 Schritten pro Minute im Stehen. Die RMS der beiden Bedingungen wurde gemittelt und als Bezugsgröße gewählt. Daraus ergibt sich, dass ein RMS-Wert, der grösser als 1 ist eine Mehraktivität, ein RMS-Wert, der kleiner als 1 ist eine Minderaktivität im Vergleich zur Bezugskondition indiziert. Die verwendete Referenzbedingung ist auch deshalb naheliegend, weil das Training der Querschnittgelähmten mit dem One-leg-Muster mit 40 Schritten pro Minute durchgeführt wurde. -22 Material und Methoden 3.3 Funktionelle Elektrostimulation Der Stimulator „Compex Motion“ Für die funktionelle Elektrostimulation (FES) wurde der „Compex Motion“(Compex Motion und ETH Zürich, Schweiz) genutzt. Das ist ein transkutaner Stimulator, der die Muskeln durch eine Auslösung eines Aktionspotentials am Motorpunkt des jeweiligen Muskels aktiviert (Keller et al. 2002). Abbildung 7: Das Compex-System Es besteht aus Stimulator, Chip-Karte und Elektroden Das Gerät besitzt vier unabhängige Kanäle. In der Studie wurden zwei Stimulatoren benutzt, wodurch sich die Anzahl auf bis zu 8 Kanäle erhöhte. Für jeden Kanal wurde ein separates Stimulationsprotokoll programmiert. Eine Chipkarte speicherte dieses Protokoll, die dazugehörigen Stimulationsparameter und die chronologische Abfolge. Während des Trainings bestand die Möglichkeit, die Intensität durch Verstellen der Stromstärke anzupassen. Das Stimulationsprotokoll war so programmiert, dass es der ERIGO nach jedem Gangzyklus durch den Stimulationstrigger neu startete. Bei elektrischer Muskelstimulation ist die Ermüdung ein wesentliches Kriterium. Für lang andauernde Stimulationen, wie ein 30-minütiges Bewegungstraining, sollten Parameter gewählt werden, die die Ermüdung möglichst klein halten. Kesar zeigte, dass die Ermüdung bei geringen Frequenzen und längeren Pulsbreiten weniger -23 Material und Methoden stark ist, als bei hohen Frequenzen mit kurzen Pulsen (Kesar und Binder-Macleod 2006). Es ist notwendig eine genügende Verschmelzung der Aktionspotentiale (Tetanus) zu erreichen. Für die stimulierten Muskeln ist dies bei Stimulationsfrequenzen ab 15-20Hz zu erwarten, was die Wahl der Pulsfrequenz von 20Hz begründet. Abbildung 8: Programmieroberfläche für die Compex Chip-Karten 3.4 Versuchsaufbau Für beide Teilstudien wurden neue methodische Ansätze konzipiert. Die EMGAnalyse- Studie untersuchte den ERIGO als ein innovatives Therapiegerät und dessen Schnittstellen zu dem Elektrostimulations-und dem Aufzeichnungssystem für die elektromyographischen Signale. Die Erigo-Trainingsstudie musste die etablierten Messsysteme auf die spezifischen Anforderungen anpassen. Im Zentrum des Versuchsaufbaus steht der Proband bzw. der Patient auf dem Kipptisch-Stepper-System (Abbildung 9). Der Proband führt die Bewegungen unter den Vorgaben des ERIGO aus. Der ERIGO-Controller war mit der Aufzeichnungseinheit verbunden. Das Trigger-Signal gab der EMG-Aufzeichnung den Bewegungszyklus und dem Stimulationsgerät den Neubeginn des -24 Material und Methoden Stimulationszyklus an. Die EMG-Signale werden durch den Trennverstärker („ISOLAMP“) getrennt und weiter zum Messcomputer geleitet. Abbildung 9: Schematischer Versuchsaufbau aus Mess-und Steuereinheiten Das Compex-Stimulationssystem war am ERIGO mit Klettbändern befestigt und durch die Elektroden mit dem Patienten verbunden. Das EMG-Messsystem wurde auf einem separaten Messgestell platziert. Der Proband bzw. Patient wurde stets über eine neutrale Elektrode geerdet. -25 EMG-Analyse-Studie mit Gesunden 4 EMG-Analyse-Studie mit Gesunden 4.1 Studiendesign Für die Ermittlung einer „Normalsituation“ an Gesunden wurde eine Querschnittstudie mit 20 Probanden geplant. Die Messungen fanden im Forschungslabor der Uniklinik Balgrist (Zürich) im Zeitraum zwischen Dezember 2006 und Januar 2007 statt, in dem jeder Proband einen Termin wahrnehmen musste. 4.2 Probanden Alle Probanden nahmen freiwillig an der Studie teil (informed consent), die von der zuständigen Ethikkommission genehmigt wurde. Die Einschlusskriterien waren allgemeines Wohlbefinden und ein Alter zwischen 18 und 70 Jahren. Ausgeschlossen wurden Probanden mit Schmerzen im muskuloskelettalen System und neurologischen Ausfällen oder Erkrankungen. Zur Sicherheit wurden 23 Probanden gemessen, wovon zwei auf Grund messtechnischer Fehler nicht verwendet werden konnten und von der Analyse ausgeschlossen wurden. Probanden Alter Größe Gewicht BMI Geschlecht 1 22 175 75 24,5 w 2 34 169 56 19,6 w 3 69 189 85 23,8 m 4 35 166 77 27,9 w 5 52 163 68 25,6 w 6 70 174 70 23,1 m 7 31 178 61 19,3 w 8 28 165 58 21,3 w 9 23 168 56 19,8 w 10 26 177 63 20,1 m 11 23 180 65 20,1 m 12 24 176 55 17,8 m 13 26 188 73 20,7 m 14 20 173 66 22,1 m 15 30 189 70 19,6 m 16 27 173 66 22,1 w 17 32 181 81 24,7 m 18 42 173 72 24,1 m 19 32 170 70 24,2 w 20 22 174 67 22,1 m 21 28 170 64 22,1 w Mittel +/-SD 33,1 +/-13,8 174,8 +/-7,3 67,5 +/-7,9 22,1 +/-2,5 10w/11m Tabelle 4: Übersicht über die analysierten Probanden -26 EMG-Analyse-Studie mit Gesunden 4.3 Bewegungskonditionen Der Versuch untersuchte den Einfluss der verschiedenen Gangmuster auf die Muskelaktivität. Die unterschiedlichen Einstellungen waren, wie in der Tabelle 5 dargestellt, kombiniert worden. Die Reihenfolge der Darstellung wurde für die leichtere Überschaubarkeit in Gruppen zusammengefasst. Die Ruhemessungen stellten die Rahmenbedingungen dar. Die drei Gangmuster wurden als nächste Gruppe dargestellt. Dann folgten die Varianten des One-Leg-Musters im Stehen und im Liegen, die jeweils nach Geschwindigkeit und Hüftwinkel geordnet wurden. Kondition Gangmuster Geschwindigkeit Stehen/Liegen Hüftextension 1 Ruhe EMG 0 Liegen 0° 2 Standard 40 Stehen 0° 3 Sinus 40 Stehen 0° 4 One-leg 40 Stehen 0° 5 One-leg 20 Stehen 0° 6 One-leg 60 Stehen 0° 7 One-leg 40 Stehen 20° 8 One-leg 60 Stehen 20° 9 One-leg 20 Liegen 0° 10 One-leg 40 Liegen 0° 11 One-leg 40 Liegen 20° 12 One-leg 40 Stehen 0° 13 Ruhe EMG 0 Liegen 0° Tabelle 5: Übersicht über die Konditionen Die Kondition 1 und 4 wurden immer zu Beginn und die Kondition 12 und 13 immer am Ende der Messung durchgeführt. Aus dem Vergleich der Ruhe-EMG-Aktivitäten (Kondition 1 und 13) konnte man die Veränderung der Grundaktivität und die Qualität der Aufzeichnung ersehen. Aus dem Vergleich der Konditionen 4 und 12 erhielt man Informationen über evtl. Adaptionen der Probanden. Die Bedingungen 2, 3 und 5 bis 11 wurden in der Reihenfolge randomisiert, um einen möglichen Einfluss der vorausgehenden Situation auf die Messung auszugleichen. Vor jeder Aufzeichnung der jeweiligen Kondition, bekam der Proband die Möglichkeit, sich an das jeweilige Bewegungsmuster zu gewöhnen. Wenn der Proband sagte, er hätte jetzt ein Gefühl der gleichmäßigen Bewegung, wurde mit der Messung der 40 Gangzyklen begonnen. -27 EMG-Analyse-Studie mit Gesunden 4.4 Versuchsablauf Die Messung der Probanden ließ sich in zwei Teile untergliedern. Teil A war ein 20minütiges Probelaufen im ERIGO, um mit dem Gerät und den Bewegungseinstellungen vertraut zu werden. Teil B untersuchte, wie verschiedene Gangmuster die Muskelaktivierung beeinflussen. Die Symmetrie des Ganges wurde in vielen Arbeiten vorausgesetzt und im Allgemeinen war eine Annahme der Symmetrie in der Literatur üblich. Das Review von Sadeghi zeigte jedoch die Breite dieser Diskussion auf (Sadeghi et al. 2000). Es gibt Anwendungen, in denen die Unterschiede hervorgearbeitet werden müssen (z.B.: Hemiplegie nach Schlaganfall). Auch für gezielte Aufgaben (z.B.: einen Fußball schießen) spielt die Seitenpräferenz eine Rolle. Maupas et al. fanden Unterschiede in der Bewegungsgeometrie, die jedoch nicht mit der Händigkeit korrelierten (Maupas et al. 2002). Zverev konnte ebenfalls keinen Zusammenhang zwischen der Seitenpräferenz und Raum-und Winkeleigenschaften beim Gehen zeigen (Zverev 2006). Daraus leitete sich die Entscheidung ab, dass in der „EMG-Analyse-Studie“ alle EMG-Messungen nur an einem Bein durchgeführt werden konnten. Damit konnte der Aufwand für die Probanden verringert werden, wobei die Datenqualität gewahrt blieb. 4.5 Messung im ERIGO In den 20 Minuten des ersten Teils wurden dem Probanden die einzelnen Einstellungen vorgestellt. Die Aufgabe der Probanden war es, sich an die Muster zu gewöhnen und gleichmäßige Schritte durchzuführen. Nach dem Anbringen der Elektroden folgten etwa 15min Pause. Insgesamt lagen zwischen dem Probelauf und der Messung etwa 30min, in denen die Muskeln sich wieder erholen konnten. Der Teil B des Versuchs bestand aus der eigentlichen EMG-Messung im ERIGO. Dabei sollte der Testperson bei verschiedenen Bewegungskonditionen mit gleich bleibender Aktivität „mitgehen“, um eine vergleichbare Situation über die gesamte Messung zu gewährleisten. Als Orientierung für diese Aktivität galten zwei Beschreibungen. Erstens sollte sich das Gefühl einer „normalen“ Gangbewegung einstellen. Die Teilnehmer wurden aufgefordert aktiv mitzulaufen und sich nicht durch das ERIGO-Gerät unterstützen zu lassen oder das ERIGO-System mit zu ziehen, sondern die vorbeschriebenen Bewegungen frei durchzuführen. Der ERIGO sollte nur die Bewegungsgeschwindigkeit und den Umfang der Bewegung markieren, die Versuchspersonen selbst durchführen sollten. Zweitens dienten die -28 EMG-Analyse-Studie mit Gesunden Angaben der Kraftsensoren der Antriebe als Maß, mit dem die Gangbewegung durch die Motoren unterstützt werden musste. Die Kraftsensoren gaben die zusätzliche Kraft an, mit der sie belastet bzw. entlastet wurden. Diese Kurven wurden auf dem Bildschirm des Messrechners abgebildet. Der Idealfall einer vollständigen Entlastung des Motors resultierte in einer glatten Kurve mit minimaler Amplitude. Außerdem gab es unmittelbar vor der Beugung einen Moment, in dem der Proband bereits etwas vorspannt und so den Kraftsensor entlastet, was sich in der Kurve in einer Negativierung darstellt. Daraufhin wurde er aufgefordert, „etwas aktiver“ oder „weniger aktiv“ zu laufen, um der Idealkurve möglichst nah zu kommen. Dieses Annähern an die optimale Bewegung wurde in jeder Messkondition neu durchgeführt. Wenn der Versuchsteilnehmer ein stabiles Bewegungsmuster gefunden hatte, begann die Messung. Es wurden 40 komplette Gangzyklen aufgezeichnet. Je nach Tempo entsprach das einer bis vier Minuten. Auch während dieser Messungen wurde dem Probanden ein Feedback zu seiner Aktivität gegeben. Für die Ruhe-Bedingung wurden 3min zu Beginn und nach Beendigung der Bewegungen aufgezeichnet. 4.6 Datenanalyse 4.6.1 Analyse der Phasenverläufe Aus den Übersichtsdarstellungen der Muskelnaktivitätsphasen der einzelnen Konditionen wurden in Matlab 1/0-kodierte Funktionen generiert, die dann eine Summierung erlaubt. Aus den Summen von 21 Probanden ergaben sich Aktivitätswahrscheinlichkeiten. So konnten zum Aktiv/Inaktiv-Kriterium zusätzlich die Quartile graphisch dargestellt werden. Diese veranschaulichten, wie wahrscheinlich eine Aktivität im Verlauf der Bewegung unter diesen 21 Probanden war, um so eine genauere Aussage zum Verlauf und Häufigkeiten zu ermöglichen. Diese Kurven wurden nur deskriptiv ausgewertet, da weiterführende statistische Möglichkeiten bei dieser Art der Signalauswertung bisher nicht etabliert sind. 4.6.2 Analyse der Amplitudenwerte Die normierte RMS wurde in die statistische Analysesoftware (SPSS 14; SPSS Inc; USA) eingebracht. Es ergab sich eine Matrix aus 13 Konditionen mal 21 Probanden für jeden der vier Muskeln. Zunächst wurden beschreibende Verfahren gewählt, um die Mediane und Quartile zu bestimmen. Diese wurden in einem Boxplot dargestellt. -29 EMG-Analyse-Studie mit Gesunden Als Maß für die Konstanz der Messung wurde der Wilcoxon-Rang-Test für die Kontrollkonditionen zu Beginn und am Ende durchgeführt. Bei „Loading“ (stehen und liegen) und Hüftwinkel (180° und 200°) wurde der Wilcoxon-Test durchgeführt. Das Signifikanzniveau wurde allgemein bei p<0.05 festgesetzt. Bei den Einflussgrößen „Geschwindigkeit“ (20, 40 und 60 Schritte/min) und „Gangmuster“ (Standard, Sinus und One-leg) sind jeweils drei Einstellungen verglichen worden. In diesen Fällen wurde mit dem Friedman-Test auf Unterschiede getestet und mit Wilcoxon auf Signifikanz geprüft. Diese Resultate wurden nach der Bonferroni-Methode korrigiert. Das bedeutet, dass das Signifikanzniveau in diesen Fällen bei p < 0.016 festgelegt war. -30 ERIGO-Trainingsstudie mit querschnittgelähmten Patienten 5 ERIGO-Trainingsstudie mit querschnittgelähmten Patienten 5.1 Studiendesign In dieser Arbeit werden die ersten vorläufigen Ergebnisse einer umfassenden Studie ausgewertet und vorgestellt. Dennoch wird hier das gesamte Studienprotokoll aufgezeigt. Zum einen stellte die Entwicklung des Protokolls einen wesentlichen Teil der Arbeit dar, zum anderen, um die hier diskutierten Ergebnisse in den Kontext der Gesamtstudie einzuordnen. Es handelte sich bei der Studie um eine kontrollierte, einfach verblindete klinische Studie. Die Interventionsgruppe erhielt eine Kombination aus ERIGO-Training und FES. Die Kontrollgruppe unterschied sich nur durch das Wegfallen der Elektrostimulation. Die Gruppenzugehörigkeit wurde durch eine gepaarte Randomisierung eingeteilt. 5.2 Patienten – Ein-und Ausschlusskriterien Das Alter zum Einschließen von Patienten reicht von 18 bis 70 Jahren. Um Effekte durch Spontanheilung zu minimieren, musste die Ursache der Rückenmarksverletzung mind. 6 Monate in der Vergangenheit liegen, also ein chronisches Stadium erreicht haben. Die Läsion musste traumatischer Ursache sein und die Rückenmarkssegmente im Bereich C4 bis Th12 betreffen. Bei tieferen Segmenten treten zunehmend auch Läsionen an peripheren Nerven (2. Motoneuron) innerhalb des Spinalkanals auf. Die Verbesserung der Gehfähigkeit ist nur bei motorisch inkompletten Para-oder Tetraplegien ein reales Ziel. Diese erhaltene Restfunktion wird nach dem ASIA-Protokoll in die Kategorie C und D eingeteilt. Der Reiz einer 30minütigen Bewegung hatte nur dann einen Trainingseffekt, wenn die Patienten eine eingeschränkte Gehfähigkeit aufwiesen. Von der Teilnahme an der Studie ausgeschlossen wurden Patienten mit progressiven Erkrankungen (Multiple Sklerose; Tumoren; Autoimmunerkrankungen), die das ZNS betreffen und dadurch Veränderungen hätten hervorrufen können. Das genutzte FES-Gerät war nicht für Patienten mit Herzschrittmachen oder anderen -31 ERIGO-Trainingsstudie mit querschnittgelähmten Patienten implantierten Stimulationssystemen zugelassen. Ebenso durfte es nicht bei Schwangerschaft, Epilepsie, autonomer Dysreflexie, Schädigungen der peripheren zu stimulierenden motorischen Nerven, Hautveränderungen und Metallimplantaten im Stimulationsgebiet angewandt werden. 5.3 Untersuchungen und Messgrößen Das gesamte Training setzte sich aus 12 Einheiten zusammen, die sich über vier Wochen verteilten. Die Studie war für die Teilnehmer in drei Abschnitte unterteilt. Vor Trainingsbeginn wurden die Patienten, innerhalb von 2 Wochen, in zwei Baseline-Messungen untersucht. Die Trainingsphase dauerte 4 Wochen, woran sich eine Follow-up-Phase von 3 Monaten anschloss (Abbildung 10). Abbildung 10: Verlauf der Untersuchungen der Patienten (Die fMRI-Aufnahmen wurden im Versuchsprotokoll geplant, aber nur mit Patientin 4 durchgeführt. Die Resultate werden in dieser Arbeit nicht erörtert) Die Messgrößen unterteilen sich in Parameter, die a) bei jedem Training durchgeführt wurden (Blutdruck und Puls) b) zu festgelegten Trainingsterminen durchgeführt wurden (EMG- Aufzeichnungen) c) unabhängig vom Training erhoben wurden (funktionelle Messungen) -32 ERIGO-Trainingsstudie mit querschnittgelähmten Patienten 5.3.1 Kardiovaskuläre Parameter Die kardiovaskuläre Situation wurde durch die Erfassung von Puls und Blutdruck gekennzeichnet. Zusätzlich wurde der Patient stets beobachtet, so dass im Falle einer Synkope mit Abbruch des Kipptrainings reagiert werden konnte. Der Blutdruck wurde mit einer Manschette am Oberarm, der Puls mittels eines Fingerclips durch einen üblichen Überwachungsmonitor (Marquette „Eagle 3000“, General Electrics, USA), alle 2 Minuten gemessen und gespeichert. Zeichen, die für eine Kreislaufsynkope sprachen, waren Beschwerden des Patienten, Blässe und Schwitzen. Gleichzeitig kommt es zum Blutdruckabfall und einer reaktiven Zunahme der Pulsfrequenz. Die Pulsfrequenz wurde anschließend auf die Varianz untersucht. Das Ausmaß der kardialen Reaktion konnte damit abgeschätzt werden. Um diese Werte zu normieren, wurde der Variantionskoeffizient ermittelt. Dieser berechnet sich als der Quotient aus der Standardabweichung und dem Mittelwert (Formel 2), und gibt an, wie stark sich die Pulsfrequenz während des ERIGO-Trainings bezogen auf den Durchschnittswert verändert hat. Formel 2: Berechnung des Variationskoeffizient 5.3.2 Die EMG-Aufzeichnung Die EMG-Aufzeichnung wurde sechs Mal durchgeführt. Jeweils der 1. und 2., der 6. und 7. sowie der 11. und 12. Termin wurden für diese Messung festgelegt. Die Durchführung entsprach der der Gesunden. Zwei Unterschiede gab es. Der Biceps femoris wurde nicht aufgezeichnet und anstatt des Vastus lateralis wurde der Vastus medialis genutzt. Dies hängt mit einer veränderten Kniemanschette zusammen, die bei den Patienten benutzt wurde. Diese hatte ihre Befestigungen weiter proximal über den Vastus lateralis und Biceps femoris. Die veränderte EMG-Ableitung der Kniestreckermuskeln führt zu Unterschieden in der Aktivierung (Scholle et al. 1992). Auf Grund der funktionell synergistischen Wirkung auf die Kniegelenksstreckung waren beiden Studienteile zumindest im zeitlichen Aktivierungsverlauf vergleichbar. Für die EMG-Amplituden als Maß für die myoelektrische Aktivierung gilt diese Vergleichbarkeit jedoch nicht. -33 ERIGO-Trainingsstudie mit querschnittgelähmten Patienten Die Aufzeichnungen wurden in Ruhe gestartet, über die Beinbewegung im Liegen und über die ersten 5 min des Stehens fortgeführt. Am Ende des Trainings wurde spiegelbildlich (von der Bewegung im Stehen hin zur Ruhephase) verfahren. 5.3.3 Funktionelle Untersuchungen Alle funktionellen Untersuchungen wurden zu jedem Untersuchungszeitpunkt durch erfahrene und geschulte Physiotherapeuten des Paraplegikerzentrums (Uniklinik Balgrist; Schweiz) durchgeführt. Diese waren zur Gruppenzugehörigkeit der Patienten verblindet. Insgesamt waren drei Physiotherapeuten an der Beurteilung aller Patienten beteiligt. Es wurde angestrebt, jeden Patient immer vom selben Physiotherapeuten untersuchen zu lassen, um den Interrater-Fehler so gering wie möglich zu halten. Die Teilnehmer wurden im Verlauf der Studienteilnahme fünfmal untersucht. Zwei Untersuchungstermine fanden vor Beginn des Trainings als Baseline-Ermittlung statt, wobei die erste Untersuchung gleichzeitig die Eignung für die Studie prüft. Die dritte Untersuchung erfolgte nach dem 6. Training und die vierte nach dem letzten Training. Drei Monate nach Abschluss des Trainings wird eine Follow-up-Untersuchung durchgeführt, um die Langzeitwirkungen zu analysieren. Level Hilfsmittel Schienen Unterstützung Gangstrecke 0 unfähig 1 Barrenholmen Ja 2 Personen < 10m 2 Barrenholmen Ja 2 Personen 10m 3 Barrenholmen Ja 1 Person 10m 4 Barrenholmen Nein 1 Person 10m 5 Barrenholmen Ja Keine 10m 6 Laufgestell Ja 1 Person 10m 7 2 Unterarmstützen Ja 1 Person 10m 8 Laufgestell Nein 1 Person 10m 9 Laufgestell Ja Keine 10m 10 1 Unterarmstütze Ja 1 Person 10m 11 2 Unterarmstützen Nein 1 Person 10m 12 2 Unterarmstützen Ja Keine 10m 13 Laufgestell Nein Keine 10m 14 1 Unterarmstütze Nein 1 Person 10m 15 1 Unterarmstütze Ja Keine 10m 16 2 Unterarmstützen Nein Keine 10m 17 Kein Nein 1 Person 10m 18 Kein Ja Keine 10m 19 1 Unterarmstütze Nein Keine 10m 20 Kein Nein Keine 10m Tabelle 6: Übersicht über den Walking index for spinal cord injury (WISCI II) -34 ERIGO-Trainingsstudie mit querschnittgelähmten Patienten Der „Walking index in spinal cord injury“ (WISCI) spiegelt die Qualität der Fortbewegung wider. Er wird in der Rehabilitation der Gangfunktion bei Querschnittgelähmten genutzt, um Fortschritte auf einer Ordinalskala zu erfassen (Tabelle 6). Diese Skala wurde vom Autor selbst überarbeitet. In dieser aktuellen Form (WISCI II) ist eine Klassifikation von nicht lauffähigen Patienten (WISCI II = 0) möglich. Erweitert wurde die Skala um das Niveau 17, bei dem die Patienten ohne Hilfsmittel laufen konnten, aber eine Schiene benutzten (Ditunno 2001). Im manuellen Muskeltest (MMT) wurden die Kraftgrade nach dem Medical Research Council (Florence et al. 1992) erhoben (Tabelle 7). Kraftgrad Definition 0 fehlende Muskelkontraktion 1 sichtbare Muskelanspannung 2 Bewegung unter aufgehobener Schwerkraft 3 Bewegung gegen die Schwerkraft 4 Bewegung gegen mäßigen Widerstand 5 Bewegung gegen kräftigen Widerstand / Normal Tabelle 7: Einteilung der Kraftgrade bei dem manuellen Muskeltest Der modifizierte Ashworth-Test wurde gewählt, um die Spastik zu messen (Ashworth 1964). Da die Spastik ein sehr vielfältiges und variables Auftreten auszeichnet, wurde diese Methode oft kritisiert. Dennoch ist es für geschulte Physiotherapeuten ein zuverlässiges Instrument, um relevante Veränderungen festzustellen (Bohannon und Smith 1987, Priebe et al. 1996, Skold et al. 1999). Wert Definition 0 Kein erhöhter Tonus 1 Leichte Tonuserhöhung, die an einem “catch and release“ erkennbar wird oder an einem minimalen Widerstand am Ende des Bewegungsausmaßes, wenn die betroffene Gliedmaße in Flexion oder Extension bewegt wird 2 Leichte Tonuserhöhung, die an einem “catch“ erkennbar wird, der gefolgt wird von einem minimalen Widerstand durch den gesamten restlichen (weniger als die Hälfte des) Bewegungsweg 3 Stärker ausgeprägte Tonuserhöhung durch die meisten Anteile des Bewegungsweges, die betroffenen Gliedmaßen sind aber leicht beweglich 4 Erhebliche Erhöhung des Muskeltonus, passive Bewegung ist schwierig Tabelle 8: Beurteilung der Spastik nach der modifizierten Ashworth-Skala -35 ERIGO-Trainingsstudie mit querschnittgelähmten Patienten 5.4 Vorbereitung und Durchführung der Trainingseinheiten Das gesamte Training setzte sich aus 12 Einheiten, die sich über vier Wochen verteilten, zusammen. Der Patient wurde instruiert, im Vorfeld des Trainings genügend zu trinken und 1h vor dem Training nichts zu essen. In beiden Gruppen mussten die Elektroden für die Stimulation angebracht, aber nur in der Interventionsgruppe die Stimulationsstärke bestimmt werden. Dafür wurden 15 min benötigt. Beim ersten Training musste der ERIGO auf den Patienten eingestellt werden, was etwa 20 min beanspruchte. Die eigentliche Trainingseinheit umfasste je 40 min. Sie begann mit einer fünfminütigen Liegephase, woran sich das Aufrichten des Kipptisches auf 80° für 30 min anschloss und mit einer zweiten fünfminütigen Ruhephase endete. Der Beinantrieb wurde vor dem Aufstellen aktiviert und nach dem Herabstellen abgestellt. Das Stimulationsprogramm wurde nur während der aufgerichteten Zeit durchgeführt. In der Interventionsgruppe der querschnittgelähmten Patienten erhielten der M. quadriceps femoris, der M. tibialis anterior und der M. gastrocnemius medialis funktionelle Elektrostimulation. Für den Quadriceps femoris galt, dass die Stimulation für die drei oberflächennahen Anteile (Vastus rectus, medialis und lateralis) visuell und palpatorisch kontrolliert werden konnte. Der Aktivierungsumfang für den Vastus intermedius wurde nicht erfasst. Der M. quadriceps femoris wurde in der Streckphase stimuliert, der M. tibialis anterior in der Standphase und der M. gastrocnemius zur Unterstützung der Kniebeugung (Abbildung 11). Stimulationsprotokoll 0 25 50 75 100 Gastrocnemius med. Tibialis ant. Quadriceps fem. Bew egungszyklus in % Aus Stimulation Aus Abbildung 11: Übersicht der Stimulation der Muskeln -36 ERIGO-Trainingsstudie mit querschnittgelähmten Patienten Die Stimulationsstärke wurde vor jedem Training neu bestimmt. Für die Stimulation galt die doppelte Stromstärke der motorischen Schwelle. Dafür klebten die stimulierenden Elektroden über den Motorpunkten (Kendall et al. 2005) der Muskeln. Die motorische Schwelle ist die Stromstärke, bei der eine motorische Antwort auslösbar ist. Beim Auftreten von Schmerzen während der Stimulation wurden die Elektrodenpositionen optimiert. In einigen Fällen wurde die Stärke gewählt, die der Patient maximal tolerieren konnte. Da diese Toleranzschwelle sich im Verlauf des Trainings erhöht, konnte die Stimulationsstärke im Verlauf einer Trainingseinheit z. T. bis zur gewünschten Stärke erhöht werden. Die Stimulation wurde nach Beginn der Beinbewegung aktiviert. Für die ERIGO-Trainingsstudie wurde das One-leg-Muster gewählt, weil es mit dem Bein in der Ruhephase die Bewegung der jeweils anderen Extremität stabilisieren kann. In den Alternativmustern kam es zu einer zeitgleichen Flexion beider Knie. Bei unzureichender Kraft der Beinmuskulatur führte das zu einem instabilen Stand und einem Verrutschen der Kniemanschetten. Deswegen kam für das Training der Patienten nur das One-leg-Muster mit 40 Schritten pro Minute zur Anwendung. 5.4.1 Trainingseinheiten ohne EMG-Messung In Trainingssessionen, in denen keine EMG-Aufzeichnung durchgeführt wurde, entfielen die Vorbereitungen, die spezifisch für die EMG-Messung sind. Der Blutdruck und die Herzfrequenz wurden dennoch gemessen. Bei Anwendung von FES in der Interventionsgruppe, konnte die Stimulation schon im Liegen gestartet werden. 5.4.2 Trainingseinheiten mit EMG-Messung Bei den sechs Trainingseinheiten mit EMG-Messung wurden die EMG-Elektroden nach den Stimulationselektroden angebracht. Die Mess-Elektroden wurden befestigt, während der Patient auf dem ERIGO lag. So konnten Probleme mit den Manschetten und Halterungen berücksichtigt werden. Im Anschluss gab es eine Probeaufzeichnung, um die Qualität und die Verstärkung zu optimieren. Die EMG- Aufzeichnung begann nach vollständiger Einrichtung des ERIGO mit 2 Minuten Ruhe-EMG. Danach begannen die Bewegungen und das Aufrichten des Patienten. Nach dem Einschalten der FES wurde die EMG-Aufnahme unterbrochen. Nach 30min Training wurden die Stimulation ab-und die EMG-Aufzeichnung angestellt. -37 Resultate der EMG-Analyse-Studie 6 Resultate der EMG-Analyse-Studie In diesem Kapitel werden die Ergebnisse der EMG-Analyse-Studie dargestellt. Diese umfassen die zeitlichen Aktivierungsverläufe und die Aktivierungen des M. vastus lateralis, des M. biceps femoris, des M. tibialis anterior und des M. soleus. Der zeitliche Verlauf stellt dar, wie häufig eine Aktivität zu welchem Zeitpunkt des Bewegungszyklus war. Die Aktivierungsstärke wurde in Box-Plots veranschaulicht. 6.1 Resultate der zeitlichen Analyse Es wurden vier Häufigkeitsniveaus eingeführt, die den Quartilen (<25%; >25; >50% und >75%) entsprachen. Untereinander dargestellt sind die einzelnen Bewegungskonditionen, die sich durch Bewegungsmuster, Anzahl der Schritte pro Minute und Haltung definieren (Kapitel 4.3). 6.1.1 Vastus lateralis Anhand der Aktivitätsverläufe des M. vastus lateralis (Abbildung 12) konnte man die Bewegungsphasen des ERIGO und die dadurch induzierten Phasen einer myoelektrischen Aktivierung nachvollziehen. Abbildung 12: Aktivitätsverläufe des M. vastus lateralis in den verschiedenen Konditionen. Die vier Aktivierungsniveaus bezeichnen die Percentilen. 0 = bei weniger als 25% der Probanden ist der Muskel aktiv. 1 = bei mehr als 25%; 2 = bei mehr als 50%; 3 = bei mehr als 75% -38 Resultate der EMG-Analyse-Studie Während der Bewegungsphase des One-leg-Musters (0-50% des Bewegungszyklus) war der Vastus lateralis aktiviert. Dabei war die myoelektrische Aktivität in zwei Phasen unterteilt. Trotz abweichender Bewegungs-und Phasenverläufe fanden sich diese zwei Aktivierungsphasen sowohl im Sinus-als auch im Standard-Muster. Im One-leg-Muster war eine Phase der muskulären Inaktivität (60-90% des Bewegungszyklus) sichtbar. Die Phasen der Muskelaktivierung gingen zeitlich mit denen der Bewegung einher. Der Vastus lateralis zeigte bei mehr als 50% der Probanden eine Aktivierung bei der Beugung des Knies und in über 75% eine Aktivierung während der Kniestreckung. Diese Verteilung war in jedem Bewegungsmuster erkennbar. In der Standphase des One-leg-Musters war der Kniestrecker inaktiv. Die Aktivierung während der Streckphase der Bewegungsmuster stellte sich länger und homogener dar als die der Beugung. 6.1.2 Biceps femoris Abbildung 13: Aktivitätsverläufe des Biceps femoris in den verschiedenen Konditionen Die Aktivierungskarte des Biceps femoris (Abbildung 13) wies ein heterogenes Bild auf. In der Beugephase war er in allen One-leg-Konditionen aktiv. Das Sinus-und Standard-Muster wiesen einen ähnlichen Verlauf auf. Beide zeigten eine uneinheitliche, kurze Aktivität in der Beugephase und deutliche und lange Aktivierung in der Streckphase. Die Aktivität in der Streckphase war in den liegenden Positionen stärker ausgeprägt. Insgesamt zeigte sich im Liegen ein homogeneres Bild als im Stehen. -39 Resultate der EMG-Analyse-Studie 6.1.3 Tibialis anterior Abbildung 14: Aktivitätsverläufe des M. tibialis anterior in den verschiedenen Konditionen Der Tibialis anterior war während des One-leg-Musters nur in der Beugephase aktiv. Die Phasen der beiden Kontrollbedingungen blieben gleich, was für eine Konstanz der Aufzeichnung spricht. Die Übersicht (Abbildung 14) belegte eine Inaktivität in der Streck-und Standphase des One-leg-Musters. Auf Grund sehr großer individueller Variabilität erschien keine klare Phasendarstellung in den Alternativmustern. 6.1.4 Soleus Abbildung 15: Aktivitätsübersicht für den Soleus in den verschiedenen Konditionen Die Funktion des Soleus war als Antagonist zum Tibialis anterior sichtbar (Abbildung 15). Er zeigte lange und schwankende Aktivitäten in den Streck-und Standphasen. In der Beugebewegung war er inaktiv. Das Sinus-und Standardmuster wiesen -40 Resultate der EMG-Analyse-Studie ähnliche Verläufe auf. Im Unterschied zur liegenden Position trat in der Standphase des One-leg-Musters im Stehen eine Aktivierung des Soleus auf. 6.2 Resultate der Amplitudenanalyse Die Amplitudenanalyse bewertet die Stärke der myoelektrischen Aktivität über den gesamten Bewegungszyklus hinweg. Die Amplituden sind auf den Mittelwert der Referenzmuster (Kondition 4 und 12 [One-leg-Muster; 40 Schritte/min; stehend]) normiert und damit im Verhältnis zu diesen Bewegungskonditionen abgebildet. Die Auswertung der Amplitude der elektromyographischen Aufzeichnungen wird zunächst für die einzelnen Muskeln beschrieben. Danach werden die statistischen Auswertungen der Einflussgrößen dargestellt. Beschreibung Kondition Vastus lateralis Biceps femoris Tibialis anterior Soleus Ruhe Beginn 1 0,119 0,181 0,151 0,163 Standard 40 stehend 2 1,751 0,579 0,360 1,589 Sinus 40 stehend 3 1,374 0,450 0,275 1,331 One-leg 40 stehend Beg. 4 0,978 1,142 1,075 1,001 One-leg 20 stehend 5 0,860 0,760 0,467 0,864 One-leg 60 stehend 6 1,005 0,955 1,105 1,055 One-leg 40 stehend Hex. 7 0,570 0,752 1,092 0,937 One-leg 20 stehend Hex. 8 0,586 1,508 1,363 1,000 One-leg 20 liegend 9 0,264 0,992 0,798 0,373 One-leg 40 liegend 10 0,322 0,948 0,900 0,305 One-leg 40 liegend Hex. 11 0,353 1,715 0,967 0,303 One-leg 40 stehend Ende 12 1,022 0,857 0,925 0,999 Ruhe Ende 13 0,119 0,231 0,098 0,121 Tabelle 9: Mediane der normierten RMS-Werte. Grau hinterlegt ist die Bezugskondition zu Beginn und am Ende jeder Messung. (Abkürzung: Beg.= Beginn; Hex = Hüftextension) -41 Resultate der EMG-Analyse-Studie 6.2.1 Vastus lateralis Abbildung 16: Box-Plot der normierten RMS-Werte des Vastus lateralis Die RMS-Werte sind auf den Mittelwert der Bezugskonditionen (Kondition 4 und 12) normiert dargestellt. Die Konditionen sind definiert über die Bewegungsmuster (One-leg-, Standard-und Sinus-Muster), die Bewegungsgeschwindigkeit (20, 40 und 60 Schritte pro min), die Haltung (stehend oder liegend) und die Hüftextension (Hex=20°). Das Ruhe-EMG (Konditionen 1 und 13) unterschieden sich im Vergleich von Beginn und Ende der Messung nicht (MedianRuheBeginn = 0,119/ MedianRuheEnde = 0,119). Damit war die Aufzeichnungsqualität über die Messungen als konstant anzunehmen. Ebenso zeigte die Aktivität der Referenzkonditionen (One-leg-Muster 40/min im Stehen; Kondition 4 [MedianBeginn = 0,978] und Kondition 12 [MedianEnde = 1,022]) nur eine leichte Erhöhung (Wilcoxon-Test p = 0,357). Im Liegen waren alle Aktivitäten kleiner als in der Vergleichssituation im Stehen (alle p < 0,01). Beim langsamen Bewegen im Liegen (Kondition 9) war sie am kleinsten (Median = 0,264). Die drei stehenden Konditionen ohne Hüftextension (Konditionen 4; 5 und 6) zeigten für den One-leg-Modus die stärkste Aktivierung (Median = 0,978; 0,860 und 1,005). Die -42 Resultate der EMG-Analyse-Studie Aktivierungen bei den Konditionen mit zusätzlicher Hüftextension reduzierten sich. Der orientierende Friedman-Test zeigte Unterschiede (p < 0,01) zwischen den Gangmustern auf. Der Wilcoxon-Rang-Test bestätigte, dass sowohl das Standard- Muster (Kondition 2 [Median = 1,751]) als auch das Sinus-Muster (Kondition 3 [Median = 1,374]) signifikant größer (p < 0,01) als das Bezugsmuster (Kondition 4 [Median = 0,978]) waren. 6.2.2 Biceps femoris Abbildung 17: Box-Plot der normierten RMS-Werte des Biceps femoris Die RMS-Werte sind auf den Mittelwert der Bezugskonditionen (4 und 12) normiert dargestellt. Die Konditionen sind definiert über die Bewegungsmuster, die Bewegungsgeschwindigkeit, die Haltung und die Hüftextension. Die Ruhe EMG-Messungen (Kondition 1 und 13 in Abbildung 17) unterschieden sich nicht, während sich die Aktivierung im Referenzmuster zu Beginn (Kondition 4 [Median = 1,143]) geringfügig größer als am Ende (Kondition 12 [Median = 0,857]) darstellte. Dies war ein entgegen gesetztes Ergebnis zum Vastus lateralis. -43 Resultate der EMG-Analyse-Studie Mehr Aktivierung wurden durch Bewegung mit Hüftextension (Kondition 8 [Median = 1,508]; p < 0,01 und Kondition 11 [Median = 1,715]; p < 0,01) induziert. Die Alternativmuster (Standard-und Sinusmuster) benötigten weniger muskuläre Aktivität. Allerdings galt das nur für das Sinus-Muster (Median = 0,450; p < 0,05) mit ausreichender statistischer Wahrscheinlichkeit. 6.2.3 Tibialis anterior Abbildung 18: Box-Plot der normierten RMS-Werte des Tibialis anterior Die RMS-Werte sind auf den Mittelwert der Bezugskonditionen (4 und 12) normiert dargestellt. Die Konditionen sind definiert über die Bewegungsmuster, die Bewegungsgeschwindigkeit, die Haltung und die Hüftextension. Der Median der Ruhebedingung und der Kontrollkondition zu Beginn (MedianBeginn/Ruhe = 0,151 und MedianBeginn/Kontrolle = 1,075) unterschieden sich sehr geringfügig verglichen mit dem Ende (MedianEnde/Ruhe = 0,098 und MedianEnde/Kontrolle = 0,925). Es gab keine Unterschiede zum One-leg stehen 60 oder One-leg stehen 40 mit Hüftextension (Konditionen 6 und 7 [Median = 1,105 und 1,092]). Die Situationen -44 Resultate der EMG-Analyse-Studie im Liegen (Konditionen 9, 10 und 11 [Median = 0,797; 0,900 und 0,967]) induzierten geringere Aktivitäten, die jedoch statistisch unsicher blieben. Signifikant kleinere Aktivitäten wurden dagegen bei den alternativen Bewegungsmustern (Standard-Muster [Median = 0,360]; p < 0,01; Sinus-Muster [Median = 0,275]; p < 0,01) beobachtet. Geringere Aktivität wurde bei langsamer Bewegung im Stehen mit 20 Schritten pro Minute benötigt (Kondition 5 [Median = 0,467]; p < 0,05). 6.2.4 Soleus Abbildung 19: Box-Plot der normierten RMS-Werte des Soleus Die RMS-Werte sind auf den Mittelwert der Bezugskonditionen (4 und 12 normiert dargestellt. Die Konditionen sind definiert über die Bewegungsmuster, die Bewegungsgeschwindigkeit, die Haltung und die Hüftextension. Die Messungen in Ruhe unterschieden sich zu Beginn und am Ende nicht (Kondition 1 [MedianBeginn = 0,163] und Kondition 13 [MedianEnde = 0,121]) und im Bezugsmuster (Kondition 4 [MedianBeginn = 1,001] und Kondition 12 [MedianEnde = 0,999]; p = 0,958). Signifikant über dem Bezugsniveau lagen das Standard-Muster (Kondition 2 [Median -45 Resultate der EMG-Analyse-Studie = 1,589]; p < 0,001) und das Sinus-Muster (Kondition 3 [Median = 1,331]; p < 0,05). Deutlich unterhalb lagen auch die Konditionen im Liegen (Konditionen 9, 10 und 11 [Median = 0,313; 0,305 und 0,303]; für alle p < 0,001). 6.2.5 Einflüsse auf die Aktivität 6.2.5.1 Bewegungsgeschwindigkeit Die Geschwindigkeit zeigte einen Einfluss auf die Unterschenkelmuskulatur. Signifikante Unterschiede konnten jedoch nur zwischen 20 und 60 Schritten pro Minute aufgezeigt werden (Tibialis anterior: p < 0.05 und Soleus: p < 0.01). Die Oberschenkelmuskulatur hingegen wies keine Beeinflussung durch die Geschwindigkeit auf. 6.2.5.2 Gewichtslast Der Einfluss der Gewichtslast war im Vastus lateralis und im Soleus nachweisbar. Die Ergebnisse waren bei 40 Schritten pro Minute (Konditionen 4 und 10) und bei 20 Schritten pro Minute (Konditionen 5 und 9) jeweils signifikant (p < 0.01). 6.2.5.3 Hüftextension Die Hüftextension beeinflusste die Muskulatur am Oberschenkel. Am Vastus lateralis war die Reduktion im Stehen (Kondition 7) nachweislich (p < 0.01). Im Gegensatz dazu zeigte sich am Biceps femoris eine Aktivierungssteigerung (Kondition 11: p < 0.01). Für den Tibialis anterior und den Soleus wurden keine signifikanten Ergebnisse gefunden. 6.2.5.4 Bewegungsmuster Der Vastus lateralis zeigte einen signifikanten Unterschied zwischen allen einzelnen Bewegungsmustern. Die Bonferroni-korrigierten Werte lagen bei allen drei Vergleichen unter dem gesetzten Signifikanzniveau (p < 0.016). Für den Biceps femoris stellte sich nur zwischen dem Sinus-und dem One-leg-Muster ein deutlicher Unterschied dar. Sowohl für den Tibialis anterior als auch für den Soleus war der Unterschied nur zwischen dem One-leg-Muster und den alternativen Mustern nachweisbar. Das Standard-und das Sinus-Muster unterschieden sich untereinander nicht. -46 Resultate der ERIGO-Trainingsstudie 7 Resultate der ERIGO-Trainingsstudie 7.1 Eingeschlossene Patienten Es wurden 5 Patienten in die Trainingsstudie eingeschlossen. Darunter vier Männer und eine Frau. Patient Alter Geschl. Läsionsniveau Ursache Zeit nach Ursache Gruppe 1 66 M Th8 Unfall 13 Jahre FES 2 38 M Th5 Motorradunfall 5 Jahre FES 3 35 M C6 Autounfall 14 Jahre Kontrolle 4 58 W Th11 Akute Entzündung 6 Monate FES 5 30 M Th6 Unfall 13 Monate Kontrolle Tabelle 10: Übersicht der Patientengruppe für die ERIGO-Trainingsstudie. Der erste Patient war 184cm groß und wog 97kg. Die neurologischen Defizite waren am rechten Bein weniger stark ausgeprägt. Er war zu Beginn des Trainings nicht steh-und gehfähig. Zur Fortbewegung war er auf einen Rollstuhl angewiesen. Er nahm Baclofen und Acimethin ein. Er wurde der Interventionsgruppe zugeteilt. Der zweite Patient war 192cm groß und wog 92kg. Die neurologischen Ausfälle betrafen die linke Seite in stärkerem Ausmaß. Eine willkürliche Kontraktion im rechten Quadrizeps war möglich. Dennoch war er Rollstuhlfahrer. Er nahm keine Medikamente ein. Er wurde der Interventionsgruppe zugeteilt. Der dritte Patient war 183cm groß und wog 80kg. Er wies nur eine sehr schwache Restfunktion im rechten Bein auf. Es bestand eine ausgeprägte Spastizität. Er bewegte sich im Rollstuhl fort und nahm keine Medikamente ein. Er wurde der Kontrollgruppe zugeteilt. Die vierte Patientin war 160cm groß und wog 72kg. Sie war auf Unterarmgehstützen angewiesen. Sie nahm regelmäßig Tibolon, Candesartan, Ibuprofen und Fluoxetin ein. Sie wurde der Interventionsgruppe zugeteilt. Der fünfte Patient war 178cmgroß und 76kg schwer. Er zeigte ein Defizit an Kraft und Koordination des rechten Beines, war gehfähig und wurde der Kontrollgruppe zugeteilt. Das ERIGO-Training wurde an drei verschiedenen Tagen begonnen und -47 Resultate der ERIGO-Trainingsstudie musste stets auf Grund starker Rückenbeschwerden abgebrochen werden. Daraufhin wurde er von der Therapie und der Studie ausgeschlossen. Ein sechster Patient war ausgewählt und der Kontrollgruppe zugeteilt. Dieser musste kurzfristig aus persönlichen Gründen abbrechen. 7.2 Herz-und Kreislaufanalyse Bei Patient 1, 2 und 4 stieg bei Trainingsdurchführung der Blutdruck an, begleitet von einer Herzfrequenzzunahme. Abbildung 20 zeigt an einem repräsentativen Beispiel (1. Patient) den Verlauf der Kreislauffunktion. Im Verlauf des Trainings veränderte sich der Blutdruck durch das Ankippen stets um etwa 20mmHg. Diese Schwankungsbreite war unabhängig vom Ausgangsblutdruck der Ruhephase. Kreislauffunktion Patient 1 zum 3.Training 0 20 40 60 80 100 120 140 160 Trainingszeit Blutdruck in mmHg / Puls in /min BD Sys 102 115 113 109 116 142 144 118 112 116 127 129 125 123 103 130 121 125 BD dias 63 62 72 58 60 104 91 73 72 73 86 79 66 71 74 87 63 57 Puls 58 58 59 54 52 112 110 86 126 96 68 62 64 142 64 64 80 54 57 Zeitpu nkt -4 -2 0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 22 24 26 28 30 32 Abbildung 20: Beispielhafte Darstellung der Kreislauffunktion des Patienten 1 zum Beginn des Trainings. (Zum Zeitpunkt 0 beginnt die Bewegung; Zeitpunkt 2 aufgerichtet; ab Zeitpunkt 28 wieder liegend.) Abbildung 21 zeigt die Reaktion des Blutdrucks und des Pulses des dritten Patienten auf die Aufrichtung im ERIGO beispielhaft an den Werten des 1. Training. Nach wenigen Minuten fiel der systolische Blutdruck von 131mmHg auf 64mmHg ab. Die Pulsfrequenz stieg kompensatorisch von etwa 55/min auf 103/min. In der 6. Trainingseinheit ist ein Absinken des Blutdrucks erst gegen Ende hin zu beobachten. -48 Resultate der ERIGO-Trainingsstudie Im weiteren Verlauf bleibt der Blutdruck weitestgehend konstant und kann sich im 11. und 12. Training unter dem Aufrichten sogar steigern. (Tabellen der Kreislaufwerte befinden sich im Anhang) Gleichzeitig wurde deutlich, dass das Monitoring des Blutdrucks während des Bewegungstrainings lückenhaft blieb, da der Blutdruck auf die Bewegung zum Teil mit Fehlmessungen reagierte. Hier wird auf die Diskussion (Kapitel 9.2.1 Kreislaufwerte) verwiesen. Kreislauffunktion Patient 3 zum 1.Training 0 20 40 60 80 100 120 140 Trainingszeit in min Blutdruck in mmHg / Puls in /min BD Sys 111 108 108 116 117 107 131 102 64 102 101 94 91 85 86 102 110 105 115 BD dias 54 59 59 53 54 53 50 59 50 39 53 59 59 57 40 42 54 60 55 Puls 54 52 53 53 56 58 74 76 103 87 87 88 103 82 86 75 100 102 52 50 50 54 Zeit pun kt -4 -2 0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 22 24 26 28 30 32 34 36 Abbildung 21: Beispielhafte Darstellung der Kreislauffunktion des 3. Patienten im 1.Training. (Zum Zeitpunkt 0 beginnt die Bewegung; Zeitpunkt 4 aufgerichtet; Zeitpunkt 30 wieder liegend.) Bei drei von vier Patienten reduzierte sich die Schwankung des Pulses im Verlauf des Trainings. Die vierte Patientin zeigte schon zu Beginn des Trainings eine geringe Schwankung des Pulses. Im Verlauf kam es bei dieser zu einer leichten Erhöhung. Der Wert blieb dennoch auf niedrigem Niveau (Abbildung 22). Unterschiede zwischen den Gruppen waren nicht festzustellen. -49 Resultate der ERIGO-Trainingsstudie Variationskoeffizient 30 25 20 15 10 5 0 VP1 17,49 13,33 VP2 23,94 11,07 VP3 27,29 18,18 vorher nachher VP4 9,63 11,65 Abbildung 22: Veränderung der Pulsschwankung durch das Training 7.3 EMG-Analyse -zeitliche Analyse Abbildung 23 bis Abbildung 28 bilden die Phasenverläufe der myoelektrischen Aktivierung und deren Veränderungen über die 12 Trainingseinheiten aller vier Patienten ab. Jeder Muskel und jedes Training sind durch jeweils eine Zeile in einem Diagramm repräsentiert. Jeder Patient muss einzeln betrachtet werden, da Resultate verschiedener Patienten nicht vergleichbar waren. Patient 1 und Patient 4 zeigten konstante Aktivierungsmuster, während Patient 2 und Patient 3 in nur sehr geringem Umfang ein deutliches myoelektrisches Potential generieren konnten. Ebenso wie die Voraussetzungen zu Beginn des Trainings, waren auch die Aktivierungsmuster und deren Veränderungen nicht einheitlich. -50 Resultate der ERIGO-Trainingsstudie Abbildung OFF (hell) - Vastus medialis rechts 0% 25% 50% 75% 100% 1 7 12 1 2 7 12 1 2 7 12 1 2 6 11 12 VP1 VP2 VP3 VP4 23-28 EMG Modulation: Die Abbildungen zeigen die ON (dunkel)/ Abbildung 23: M. vastus medialis rechts Phasenverläufen aller gemessenen Muskeln während der einzelnen Messungen. Vom M. vastus echts bis zum M. soleus links. In jedem Diagramm sind untereinander die vier Patienten (VP) und deren einzelne Trainingseinheiten (1-12) abgebildet. medialis rVastus medialis links 0% 25% 50% 75% 100% 1 7 12 1 2 7 12 1 2 7 12 1 2 6 11 12 VP1 VP2 VP3 VP4 Abbildung 24: M. vastus medialis links -51 Resultate der ERIGO-Trainingsstudie Tibialis anterior rechts 1 2 6 11 12 VP4 1 2 7 12 VP3 1 2 7 12 VP2 1 7 12 VP1 0% 25% 50% 75% 100% Abbildung 25: M. tibialis anterior rechts Tibialis anterior links 0% 25% 50% 75% 100% 1 7 12 1 2 7 12 1 2 7 12 1 2 6 11 12 VP1 VP2 VP3 VP4 Abbildung 26: M. tibialis anterior links Soleus rechts 1 2 6 11 12 VP4 1 2 7 12 VP3 1 2 7 12 VP2 1 7 12 VP1 0% 25% 50% 75% 100% Abbildung 27: M. soleus rechts -52 Resultate der ERIGO-Trainingsstudie Soleus links 1 2 6 11 12 VP4 1 2 7 12 VP3 1 2 7 12 VP2 1 7 12 VP1 0% 25% 50% 75% 100% Abbildung 28: M. soleus links Patient 1 zeigte zu Beginn des Trainings im Vastus medialis (VM) eine auf die Streckphase begrenzte Aktivität. Durch das Training gab es eine Ausdehnung auf die Beugephase. Der Tibialis anterior (TA) links war inaktiv und zeigte nach dem Training eine Aktivierung, die nicht ins Referenzmuster einzuordnen ist. Die Aktivität des Tibialis anterior (TA) rechts zeigte zu Beginn ein diffuses Bild und dauerte nach dem Training kürzer und war auf die Beugephase begrenzt. Im Soleus (SO) rechts entwickelte sich eine zusammenhängende Aktivierung in der Streck-und Standphase. Patient 2 zeigte insgesamt eine schwache Aktivierungsfähigkeit der Muskeln, was in einem sehr geringen EMG-Signal resultierte. Der VM war nur im 7. Training ausreichend deutlich abgrenzbar. Dabei stellte sich beidseits die biphasische Charakteristik der Gesunden dar. Die Ableitungen des TA und des SO waren nicht reproduzierbar. Patient 3 zeigte ebenfalls schwache Aktivierungen. Der VM rechts veränderte die Aktivität von einem heterogenem Muster zu einer gebündelten Kontraktion in der Streckphase. Die Kontinuität dieser Entwicklung konnte im Trainingsverlauf nicht aufgezeichnet werden. Der TA links war nicht auswertbar. Der TA rechts wies keine Verschiebung der Phasen auf. Der SO links bildete eine Aktivität während der Beugephase aus. Der SO rechts entwickelte sich von einer einfachen Aktivität zu einem biphasischen Muster, das dem Gesunder nahe kam. -53 Resultate der ERIGO-Trainingsstudie Patient 4 zeigte eine konstante und reproduzierbare Aktivitätsübersicht. Beide VM modulierten von einer breiten Aktivierung in der Streck-und Standphase zu einer auf die Streckphase begrenzten. Der TA reagierte auf beiden Seiten auf gleiche Art. Er aktivierte sich eher im Gangzyklus und kam dem Muster der Gesunden nah. Die SO rechts und links verhielten sich paradox. Während der SO links in die Phase der Kniebeugung verschob, konzentrierte sich der SO rechts in der Standphase. -54 Resultate der ERIGO-Trainingsstudie 7.4 Funktionelle Tests Bei allen Patienten wurden die Gehfähigkeit (WISCI II), die Kraft der Muskeln (MMT) und die Spastik der gesamten unteren Extremität (Ashworth) bestimmt. Die Resultate der funktionellen Untersuchungen sind in Tabelle 11 zusammengefasst. VP1 Anfang Ende Follow up VP2 Anfang Ende Follow up WISCI 0 1 1 0 0 0 QF re. 3 4 4 33 3 TA re. 3 4 3 3 3 2 TS re. 3 3+ 4 2 2 2 Ashworth re. 2+ 1 1 2 2 1 QF li. 2 2 3 2 1+ 2 TA li. 1 2 2 0 0 0 TS li. 1 1 1 0 0 0 Ashworth li. 1 1 1 3 1 1 VP3 Anfang Ende Follow up VP4 Anfang Ende Follow up WISCI 0 0 0 19 19 19 QF re 0 0 0 5 5 5 TA re 1 1 1 5 5 5 TS re 2 1 1 2 4 4 Ashworth re 3 3 3 0 0 0 QF li 0 0 0 5 5 5 TA li 0 0 0 5 5 5 TS li 0 0 0 3 4 4 Ashworth li 2 2 2 0 0 0 Tabelle 11: Funktionelle Parameter: Gehfähigkeit (WISCI); Kraft der Muskeln Quadriceps femoris (QF),Tibialis anterior (TA) und Triceps surae (TS); Spastizität (Ashworth) des gesamten Beines; (Abkürzungen re = rechts; li = links) -55 Resultate der ERIGO-Trainingsstudie Patient 1 verbesserte seinen WISCI II von 0 auf 1. Er konnte nach dem Training aus dem Rollstuhl aufstehen. Seine Kraftwerte stiegen rechts von 3 auf 4 und links für den Quadriceps femoris (QF) von 2 auf 3 für den Triceps surae (TS) von 1 auf 2. Der SO verblieb auf dem schwachen Niveau. Die Spastik ging im rechten Bein von 2 auf 1 zurück. Im linken Bein blieb die leichte Tonuserhöhung bestehen. Patient 2 zeigte keine Veränderung im WISCI-Score. Die Kraft nahm während des Trainings im TS rechts von 3 auf 2 und im QF links von 2 auf 1 ab. Der linke TS und SO zeigten keine Veränderungen. Deutlich konnte ein Rückgang der Spastik (re.: 21 und li.: 31) verzeichnet werden. Patient 3 zeigte keine Veränderung im WISCI-Score. Die Kraftgrade veränderten sich nur im SO rechts von 2 auf 1. Die Spastik wurde im rechten Bein gesenkt, im linken hingegen blieb sie unverändert. Patient 4 zeigt keine Veränderung im WISCI-Score. Die Kraftgrade steigerten sich in den Mm. solei (re.: 24; li.: 34). Die Spastik blieb unverändert unauffällig. Zusammenfassend wurden die Muskeln in sieben Fällen gekräftigt. Die Patienten 1 und 4 verbesserten sich. Die Patienten 2 und 3 zeigten hingegen eine Kraftabnahme. Die Spastik nahm nicht zu, vielmehr nahm sie bei VP 1 und 2 ab. Die Zugewinne durch die Therapie hielten über die 3 Monate des Follow-up. -56 Methodische Resultate 8 Methodische Resultate Während der Durchführung der Studie wurden wichtige Erkenntnisse gewonnen, die mit dem Thema verknüpft sind, aber nicht unmittelbar zu den erfassten Parametern gehören. Dabei zeigten sich einige Einschränkungen, die diskutiert werden sollten, um weitere Studien mit dem ERIGO optimiert durchzuführen. In diesem Kapitel werden drei Punkte vorgestellt. Diese befassen sich mit den subjektiven Wahrnehmungen der Patienten und Probanden (Rückenschmerzen, Bewegungsmuster) und den technischen Aspekt der Kniemanschette. Ausführlich diskutiert werden alle Resultate und Erfahrungen im Abschnitt 9.3.3 „Diskussion der methodischen Ergebnisse“. Etwa 15 Probanden und alle Patienten klagten bei langem Liegen auf dem ERIGO während der Vorbereitungen über Rückenschmerzen, die die gestreckte Lage auslöste. Das Entspannen durch Aufrichten des Oberkörpers (z.B.: mit einem Kissen) verringerte diese. Bei der Bewegungstherapie gingen diese Beschwerden zurück. Die Bewegungsmuster wurden von den Teilnehmern als ungewohnt wahrgenommen. Vor allem das Standard-Muster wurde von den Probanden als unnatürlich und schwer nachvollziehbar bewertet. Das One-leg-Muster irritierte nur wenige (5 Probanden und 1 Patient). Am angenehmsten empfanden sie das Sinus-Muster. Dem konnten alle Teilnehmer problemlos folgen. Schon in den Vorversuchen erwiesen sich die Kniemanschetten als problematisch. Sie bestanden aus einem einzelnen Gurt, der um den Oberschenkel befestigt wurde. Damit engten sie entweder den Muskel im kontrahierten Zustand ein oder erschienen bei Entspannung des Muskels als zu locker. Damit bewegte sich die Manschette im Verlauf des Trainings von ihrer Ausgangposition nach proximal. Das ist eine Ursache, weshalb sie auf der Haut rieben und den Knien keine Stabilität boten. Anwender anderer Kliniken beschrieben Schubladenphänomene. Durch das strenge Führen der Motoren und die schlaffe Lähmung der Muskulatur bei Patienten im Wachkoma kam es zum Verschieben des Femur gegen die Tibia (Schreier R 2006; mündliche Mitteilung). -57 Diskussion 9 Diskussion 9.1 Diskussion der EMG-Analyse-Studie -Referenzpersonen Die EMG-Analyse-Studie mit Referenzpersonen evaluierte die myoelektrischen Aktivitäten der Beinmuskulatur an einem neuartigen Rehabilitationsgerät. Dafür wurden die Zeitpunkte der Aktivität und die Stärke der Aktivierung untersucht. Der ERIGO fordert Bewegungen, wie sie nicht im alltäglichen Leben vorkommen. Um vorgegebene Bewegungen durchzuführen, entwickelten die Probanden individuell unterschiedliche Strategien. Diese spiegelten sich in der Heterogenität der Phasenverläufe wider. Im Vergleich dazu sind bei Untersuchungen des natürlichen freien Gehens derartige Verschiebungen sehr gering (Arsenault et al. 1986). Das Aktivierungsmuster beim Gehen ist sehr weit optimiert und an die menschliche Statik angepasst. Der Einfluss der Statik spielt im gewichtsentlasteten und abgesicherten Umfeld eines ERIGO eine geringere Rolle, wodurch die individuellen Unterschiede deutlicher hervortreten. Aktivitätsverlauf im Erigo 0 25 50 75 100 Soleus Tibialis anterior Biceps femoris Vastus medialis Bewegungszyklus in % Abbildung 29: Phasenübersicht über Hauptaktivitäten der Muskeln im ERIGO (abgeleitet aus den Messungen der 21 Probanden) Da die Elektromyographie sensibel auf Einflüsse der Umgebung und des Probanden (Störsignale, Temperatur, Schweiß) reagiert, musste eine Grundbedingung definiert werden, um die Signale der Probanden zu vergleichen. Die Referenzmessungen zu Beginn (Kondition 4) und am Ende (Kondition 12) unterschieden sich in keinem Fall -58 Diskussion signifikant. Der Phasenverlauf war nicht grundlegend verändert und die Aktivitätswerte zeigten nur geringe Abweichungen. So wurde sichergestellt, dass die Bedingungen über die Messung konstant blieben. Die einzelnen Phasen des M. vastus lateralis (VL) waren gut durch die Bewegungsvorgaben abgrenzbar. Allerdings schwankten die Beugephasen interindividuell sehr viel stärker als die der Streckung, die bei dem Großteil der Probanden einheitlich auftraten. Für den M. biceps femoris (BF) waren die allgemeinen Phasen nicht deutlich voneinander abtrennbar. Die Sinus-und Standard-Muster wiesen einen ähnlichen Verlauf auf. Beide zeigten eine uneinheitliche kurze Aktivität in der Beugephase und deutliche und lange Aktivierung in der Streckphase. Diese Streckaktivität widersprach der Kennfunktion (Kniebeugung) des Biceps femoris und lässt sich auf Stabilisierungen im Kniegelenk zurückführen. Der M. tibialis anterior (TA) bildete sich als Antagonist des Soleus ab. Diesem Antagonismus liegt wahrscheinlich die reziproke Hemmung über Ia-Interneurone zugrunde. Der M. soleus (SO) orientiert sich nicht an den Bewegungsphasen, sondern zeigt Aktivität, wenn das Bein insgesamt bewegt wurde. Das ließ eher auf eine stabilisierende Funktion schließen als auf eine bewegungsdefinierte. Die Muskelaktivität wurde von den vier Bewegungsparametern (Geschwindigkeit, Gewichtslast, Hüftextension und Bewegungsmuster) beeinflusst. Die Einflüsse der Parameter sind deutlicher an den EMG-Amplituden sichtbar als an den Phasenverläufen. Der Einfluss der Geschwindigkeit wurde in zahlreichen Studien sowohl an Gesunden (Hof et al. 2002, den Otter et al. 2004) als auch an Querschnittgelähmten (Lünenburger et al. 2006) beobachtet. Diese Studien belegten die Abhängigkeit der Aktivierungsstärke aller am Gehen beteiligten Muskeln von der Bewegungsgeschwindigkeit. Bei Gehgeschwindigkeiten oberhalb des Übergangs von -59 Diskussion normalem zu schnellem Gehen bildeten sich zum Teil zusätzliche Peaks aus, die zusätzliche stabilisierende Muskelaktivität entsprechen. Der Vastus medialis entwickelt beim Aufsetzen der Ferse und bei der Kniebeugung in der Mitte des Gangzyklus zusätzliche Peaks (Winter 1991, den Otter et al. 2004). Die EMGAnalyse- Studie bestätigte diesen Einfluss nur für die Muskulatur des Unterschenkels. Weshalb die Oberschenkelmuskulatur keine signifikanten Unterschiede zeigte, war nicht sicher. Die Vermutung lag nahe, dass das Gurtsystem die Bewegung entlastete und so die Aktivität der Oberschenkelmuskulatur nicht gesteigert werden musste, um sich dem höheren Anforderungen anzupassen. Zusätzlich griffen am Oberschenkel die Manschetten des Antriebs an und hemmten so möglicherweise die exzentrische Bremsaktivität. Die aufrechte Position erhöhte die Aktivität in der Beinstreckergruppe (VL und SO). Diese Ergebnisse wurden auch schon von anderen Autoren (Kojima et al. 1999, Clark et al. 2004) beschrieben. So zeigten Clark et al. (2004), dass der Belastungseffekt auf den Tibialis anterior und Biceps femoris kleiner ist als auf Vastus lateralis und Soleus. Diese Studien analysierten zwar den Effekt anhand von gewichtsentlasteten Probanden auf dem Laufband. Dennoch scheinen diese Resultate auf die vorliegende Studie übertragbar. Die Hüftextension beeinflusste die Aktivierung der Oberschenkelmuskulatur. Während der Biceps femoris eine Verstärkung zeigte, stellte sich der Vastus lateralis schwächer dar. Die Abschwächung des Vastus lateralis könnte mit der Vordehnung und dem damit stärkeren Einfluss der elastischen Eigenschaften des Muskels zusammenhängen. Diese würden die Bewegung unterstützen ohne eine myoelektrische Aktivierung hervorzurufen. Entsprechend gegensätzlich wäre der Effekt beim Biceps femoris zu bewerten. Bei Rückenmarksverletzten mit komplette thorakaler Läsion wurde durch die Hüftextension am Ende der Standphase eine unwillkürliche Hüftflexion beschrieben, die damit den Beginn der Schwungphase initiierte (Dobkin et al. 1995, Kim et al. 2007). Dieser Effekt konnte bei den Gesunden nicht gezeigt werden, womit bestätigt wird, dass die gestörte neuronale Kontrolle eine Voraussetzung für diesen Effekt darstellt. -60 Diskussion Die verschiedenen Bewegungsmuster haben starken Einfluss auf die Aktivierungsstärke. Wie zu erwarten, war die Phasenverteilung nicht vergleichbar, da die Beuge-und Streckphasen nicht übereinstimmten. Der Einfluss auf die Muskelaktivität war von Bedeutung, um die Anforderungen, die durch das jeweilige Training an die motorische Fähigkeiten des Patienten in der Therapie gestellt wurden, abzuschätzen. Demnach können für Patienten mit besseren muskulären Fähigkeiten, Bewegungsmuster gewählt werden, die höhere Aktivitäten erzeugen bzw benötigen. Die Kette der funktionellen Beinstrecker (VL und SO) entwickelten bei den Alternativmustern (Standard-und Sinus-Muster) deutlich höhere Aktivitäten. Da diese Bewegungsmuster eine längere Phase der Streckung besitzen als das One-leg-Muster, war eine stärkere Aktivierung zu erwarten. Die Muskeln der Beugerkette (BF und TA) zeigten, trotz der vergleichsweise längeren Beugephase im Sinus-(Kondition 3) als im Standard-(Kondition 2) oder One-leg-Muster (Kondition 4), keine stärkere Aktivierung. Vielmehr lag der Median sogar darunter. Das könnte mit der langsameren Bewegungsgeschwindigkeit zusammenhängen, die eine geringere Aktivierung erfordert. In der Dauer der Streckphase unterschieden sich alle Muster voneinander. Der Anteil lag bei dem Standard-Muster bei etwa ¾; bei dem Sinus-Muster bei ½ und bei dem One-leg-Muster bei ¼ des Bewegungszyklus. Die Ergebnisse der Streckeraktivität zeigten hierbei, im Gegensatz zu den Beugern, einen umgekehrten Zusammenhang. Die Aktivität der Strecker (VL und SO) ist im Standard-Muster am größten und im One-leg-Muster am kleinsten, was mit der Dauer der Streckphasen übereinstimmt. Diese Zusammenhänge ließen den Schluss zu, dass die Dauer und die Gewichtslast die Aktivität in der Streckphase definiert. 9.2 Diskussion der ERIGO-Trainingsstudie -Patientengruppe Die ERIGO-Trainingsstudie befasste sich mit den Effekten des Trainings bei chronisch querschnittgelähmten Patienten. Es wurden drei grundlegende Bereiche untersucht. Zum einen wurden die Kreislaufreaktionen auf die aufrechte Trainingsposition erfasst. Der zweite Bereich umfasste elektromyographische Aufzeichnungen der Beinmuskulatur. Zuletzt wurden funktionelle Parameter evaluiert, um Aussagen zu klinisch relevanten Veränderungen treffen zu können. -61 Diskussion 9.2.1 Kreislaufwerte Bei der Analyse der Kreislaufwerte fand sich bei dem Aufrichten des Körpers eine Abnahme der Herzfrequenzschwankungen. Dieser Rückgang beschreibt eine bessere Anpassung des Kreislaufes an die orthostatische Belastung im Vergleich zur Situation vor dem Training. Verschiedene Studien und Fallberichte beschrieben diesen Effekt (Ector et al. 1998, Eng et al. 2001, Reybrouck et al. 2000). Der Puls steht als Regelgröße mit dem Blutdruck in einem direkten Zusammenhang (Zwiener 1973a, Zwiener et al. 1975). Die Aufzeichnung des Blutdrucks wurde regelmäßig (alle 2 min) durchgeführt. Für einige Messungen konnte das Gerät wegen Bewegungsartefakten keine Werte ermitteln. Deshalb wurde von der separaten Analyse der Blutdruckwerte abgesehen. Die Patienten beschrieben ihren Zugewinn der Kreislauffunktion, mit einem stabileren Kreislauf nach dem Erwachen am Morgen und weniger Einschränkungen bei Positionswechseln, wie zum Beispiel Rollstuhl-Bett-Transfers. Ebenso berichteten zwei Patienten von Verbesserungen der Schlafqualität und des allgemeinen Wohlbefindens. Die Ergebnisse belegten, dass das Training bei Patienten in der chronischen Phase der Querschnittlähmung kreislaufstabilisierend wirkte. Die beobachtete Kreislaufstärkung durch Kipptischtraining wurde in Studien sowohl bei neurovaskulären Synkopen (Di Girolamo et al. 1999) als auch bei Synkopen unklarer Genese (Mtinangi und Hainsworth 1998) beschrieben. Andere Studien reduzierten die Synkopen durch Unterstützung mit FES (Chao und Cheing 2005, Thrasher et al. 2005), Beinbewegung (Czell et al. 2004) oder Katecholaminapplikation (Grubb et al. 1992). Der leicht negative Effekt bei Patient 4 wurde als Indiz für die Abhängigkeit von der Ausgangslage beurteilt. Für Patienten, die stehen und / oder gehen können, ist der Einfluss der 12 Trainingseinheiten nicht so stark. Die geringe Zunahme der Schwankung war vermutlich tagesformabhängig. Engel und Hildebrandt zeigten Grenzen dieses Kipptisch-Trainings bei Patienten mit einer hohen Läsion des Rückenmarks auf (Engel und Hildebrandt 1976). Daher bleibt es in der Verantwortung des Therapeuten, die Fähigkeiten der Regulationsmechanismen vor einem solchen Training zu beurteilen. -62 Diskussion 9.2.2 EMG-Analyse Mit den EMG-Daten der Patienten wurde nur die zeitliche Analyse durchgeführt. Von einer Auswertung der Aktivitätsamplitude wurde abgesehen (siehe Kapitel 9.3 Diskussion der Methodik). Das Training modulierte die Phasenverläufe. Das EMG vor und nach dem Training bei den Patienten zeigte Verschiebungen des Musters. Diese schienen einer Annäherung an das Muster der Gesunden (siehe Abbildung 29 auf S.58) zu entsprechen. Patient 1 zeigte diese Modulation in den M. vastus medialis rechts (VMR) und links (VML) und im M. soleus rechts (SOR). Für den M. tibialis ant. rechts (TAR) war es nur zu vermuten. Bei Patient 2 waren keine Aussagen zu treffen. Der Patient 3 zeigte im VMR und im SOR hinreichende Veränderungen, während der VML links leichte Fortschritte verzeichnete. Patient 4 zeigte von Beginn an ein Muster, das sehr nah an dem Gesunder lag. Das paradoxe Verhalten der Soleus- Muskeln spricht für eine asymmetrische Anpassung an die Situation. Dabei profitierte hier der rechte Soleus im stärkeren Maß. Dieser näherte sich in seiner Aktivität dem Referenzmuster an. Die Aktivierung des linken Soleus in der Streckphase hingegen kann mit einer zusätzlichen Stabilisierungsaufgabe während der Streckphase im Zusammenhang gestanden haben. Es bleibt offen, weshalb und in welchem Maße sich die Stabilität im linken Bein vom rechten unterschied. Die Veränderungen bei den Patienten bestätigten die Annahme, dass auch bei chronischen Patienten die Aktivität durch ein Training modulierbar ist. Die modulierten Aktivitätsmuster könnten durch zwei Mechanismen verursacht worden sein. Zum einen könnten reflektorische Antworten auf propriozeptive Reize (Last und Körperhaltung) einen Einfluss über spinale interneuronale Netzwerke auf die Muskelrekrutierung gehabt haben (Maegele et al. 2002). Zum anderen könnte die Annäherungen an das Referenzmuster bei inkompletter Rückenmarksläsion für einen durch das Training verstärkten supraspinalen Einfluss sprechen. Dietz publizierte 1998 Ergebnisse einer Trainingsstudie mit Patienten (Dietz et al. 1998), bei der geringe Trainingseffekte nachgewiesen werden konnten. Die vorliegende ERIGO- Trainingsstudie wies bei Patienten mit inkompletter Läsion des Rückenmarks Verbesserungen der sensorischen und motorischen Scores nach. Das EMG zeigte eine effizientere Aktivierung der Muskeln. Die Effizienz äußerte sich in einer Verkürzung der Aktivierungsdauer bei gleicher Bewegungskondition und einer Annäherung an das an Gesunden gemessene EMG-Muster. Diese Ergebnisse -63 Diskussion stützen die These, dass ein Training auf dem ERIGO die willkürmotorischen Fähigkeiten verbessert. 9.2.3 Funktionelle Werte Der Rückgang der Spastizität der unteren Extremität wurde bei zwei von vier Patienten (VP1 und VP2) beobachtet. Patient 3 erhielt keine FES und die Spastik konnte nicht gesenkt werden. Patientin 4 wies keine erhöhten Tonuswerte auf. Die Spastik konnte bei den Patienten der FES-Gruppe vermindert werden, während sie sich bei dem Patienten, der keine Elektrotherapie bekam, nicht reduzierte. Diesen Effekt allein der funktionellen Elektrostimulation zuzuschreiben ist nicht möglich, denn schon durch das aufrechte Stehen allein sind Spastikreduktionen beschrieben worden (Bohannon 1993). Dass FES die Spastik vermindern kann, zeigen zahlreiche Studien (Vodovnik et al. 1984, Werner et al. 2002, van der Salm et al. 2006). Eine statistische Differenzierung zwischen den beiden Gruppen der ERIGO- Trainingsstudie ist auf Grund der geringen Zahl nicht möglich, wobei die Patienten 1 und 2 von der Kombination beider Prinzipien profitierten. Die Patienten 1 und 4 zeigten eine deutliche Zunahme der Muskelkraft. Beide Patienten profitierten von ihren guten motorischen Restfunktionen. Dennoch waren keine Verbesserungen der Gehfähigkeit nachzuweisen. Zugewinne der Kraft waren bei den Patienten 2 und 3 nicht zu beobachten. Zusammenfassend traten in der Gruppe, deren ERIGO-Training mit FES erweitert wurde, die deutlicheren Verbesserungen auf. Statistisch konnte dies allerdings nicht gesichert werden. Hervorzuheben ist, dass die Effekte des 4-wöchigen Trainings über die dreimonatige Follow-up-Zeit gehalten werden konnten. 9.3 Diskussion der Methodik In beiden Studien lag der Schwerpunkt auf der methodischen Entwicklung eines Messprotokolls am ERIGO. In diesem Kapitel werden daher die verwendeten Methoden diskutiert. Zunächst wird auf methodische Ansätze (Kapitel 3 bis 5) eingegangen. Ein weiteres Augenmerk liegt auf Erkenntnissen, die während der Durchführung gewonnen wurden. 9.3.1 EMG-Auswertung Die EMG-Analyse beider ERIGO-Studien unterschied sich von der klassischen Ganganalyse des freien Gehens bzw. auf dem Laufband in zwei Punkten. Zum einen -64 Diskussion waren Vergleiche mit allgemein gültigen Aktivierungsmustern für die Stepper- ähnlichen Bewegung nicht möglich. Zum anderen fehlten die ERIGO-spezifischen Referenzdaten. Dazu werden Informationen zu a) der Kinematik (z.B.: Gelenkwinkel), b) der Dynamik der Bewegungen im ERIGO (z.B.: Kräfte) und c) dem EMG der beteiligten Muskeln gezählt. Um Daten dieser Art zu erheben, wurde begonnen, die myoelektrischen Antworten der Muskeln aufzuzeichnen. Die durchgeführten Untersuchungen stießen in einigen Punkten an Grenzen. In diesem Kapitel sollen die Probleme benannt und Optimierungsansätze vorgestellt werden. 9.3.1.1 EMG-Analyse-Studie Die Analyse der EMG-Signale stellt einen komplexen Vorgang dar. Es gibt zahlreiche Algorithmen, um bestimmte Kriterien herauszuarbeiten. Das Ziel dieses Arbeitsteiles war es, eine allgemeine Aussage über den Verlauf der Aktivität über den Bewegungszyklus (Phase) zu treffen und die Beeinflussung der Gesamtaktivität (Amplitude) durch die Parameter an Gesunden zu untersuchen. Für die Analyse wurde ein Grenzwert definiert, der die Aktivität des Muskels zuverlässig bestimmt. Um diesen Grenzwert zu ermitteln, sind zahlreiche Verfahren getestet worden (Farina und Merletti 2000). Eine automatisierte Grenzwertbestimmung ist Grundvoraussetzung für eine computergestützte Detektion von Muskelaktivitäten und EMG-Auswertung. Eine solche Analyse hätte zwei maßgebende Vorteile. Erstens wäre sie objektiv und für jede Analyse genau gleich durchzuführen. Zweitens würde sie die Auswertung vereinfachen und den Zeitaufwand reduzieren. Der Nachteil solcher Systeme ist ihre Anfälligkeit für Signalartefakte, die eine aufwendige Signalvorbearbeitung erforderlich machen. Diese vorliegende Studie wertete alle Signale visuell aus. Damit sind grundsätzlich subjektive Einflüsse möglich, deren Bedeutung für die Aussagekraft im Allgemeinen jedoch nicht entscheidend war. Zusätzlich wurden die Signale jedes einzelnen Schrittes vor der Verarbeitung auf Artefakte untersucht und bei deutlichen Störungen verworfen. Die weitere graphische Darstellung der Phasen und die deskriptive Auswertung sind etablierte Methoden. Zur Normierung der EMG-Amplituden wird meist auf die maximale, willkürlich vom Probanden entwickelbare Kontraktion (MVC: maximal voluntary contraction) des einzelnen Muskels zurückgegriffen. Diese Vorgehensweise ist nicht unumstritten -65 Diskussion (Mathiassen et al. 1995) und von Patienten mit eingeschränkter Willkürmotorik nicht durchführbar. In diesem Fall soll eine standardisierte Bezugsbedingung zur Normierung der Muskelaktivität genutzt werden. Bei der dafür angewandten Bewegung im Stehen mit 40 Schritten pro Minute wurde mit einem Kraftsensor die Belastung auf den Antrieb gemessen. Diese Kraft war ein Maß für die Unterstützung der Bewegung durch den ERIGO, was die Aktivität des Probanden im Sinne eines Biofeedbacks widerspiegelte und damit für relative Gleichmäßigkeit der Bewegung sorgen konnte. Ein solches Kontrollszenario wird auch von Patienten durchführbar sein, was die Vergleichbarkeit der Ergebnisse ermöglicht. 9.3.1.2 ERIGO-Trainingsstudie Die EMG-Aufzeichnung und -Analyse bei Patienten mit Querschnittsyndromen stellten sehr hohe Anforderungen an die technische Umsetzung. Bei einer gerätebedingten Vorverstärkung von 500fach war bei minimal aktivierbaren Muskeln eine hochwertige Aufzeichnung nur schwer möglich. Hinzu kam die individuelle Ausprägung der Symptome beim jeweiligen Patienten. Das Spektrum der motorischen Fähigkeiten erstreckte sich von quasi normaler bis vollständig gelähmter Muskulatur. Zusätzlich kamen Seitendifferenzen hinzu. Diese Voraussetzungen machen eine automatisierte Auswertung sehr fehleranfällig, weshalb eine visuelle Analyse gewählt wurde. Die Normierung der Amplitudenanalyse ist bei Patienten ein zusätzliches Problem. Wie bei den Gesunden angesprochen (siehe Kapitel 9.3.1.1), ist die übliche Methode der MVC- Normalisierung bei Patienten nicht sinnvoll. Sie würde den untersuchten, individuellen Trainingseffekt auslöschen, da vor jeder Messung erneut auf die beste Funktion normiert werden müsste. Dadurch würden Therapiefortschritte bei Patienten unentdeckt bleiben. Um eine Amplitudennormierung bei Patienten einzuführen, sollte eine definierte Aufgabe, die eine zuverlässige reproduzierbare Aktivierung der Muskeln gewährleistet, in den Versuchsaufbau integriert werden, da nur die Veränderung der normierten Amplitude über den Trainingszeitraum quantitative Aussagen ermöglicht. Derartige Vergleiche waren in dieser Arbeit nicht von vorrangiger Bedeutung, da die praxisrelevanten Zugewinne der motorischen Fähigkeiten eher an funktionellen Scores festgemacht werden sollten und die Zahl der Patienten für eine detaillierte EMG-Analyse zu gering war. Teilweise ließen sich Veränderungen innerhalb einer Trainingseinheit (Ermüdung, Aktivierungsverschiebungen) auch ohne globale Normierung ermitteln. -66 Diskussion 9.3.2 Methoden der ERIGO-Trainingsstudie 9.3.2.1 Patientenauswahl Das Hauptproblem der Studie mit querschnittgelähmten Patienten war die kleine Patientenzahl, die die Aussagekraft der hier vorgestellten Daten einschränkt. Ein weiteres Problem begründete sich in der Heterogenität des Krankheitsbildes. Das gleiche Läsionsniveau in Verbindung mit derselben ASIA-Klassifikation bedeutet keineswegs eine homogene Patientengruppe. Die Ergebnisse konnten deshalb nicht mit statistischen Prüfmethoden evaluiert werden, dennoch ließen sich Aussagen zu den Trainingseffekten treffen. Diese sollten im weiteren Studienverlauf an einer genügend großen Stichprobe überprüft werden. Die Therapie mit dem Kipptisch-Stepper-System wurde für die akute Phase der Querschnittlähmung entwickelt. Die Evaluierung des Gerätes war zunächst an gesunden Probanden notwendig. Um verfälschende Einflüsse durch Spontanremissionen im Studienverlauf auszuschließen, untersuchte die erste Therapiestudie Patienten in der chronischen Phase. 9.3.2.2 Trainingsdauer Im zeitlichen Limit der Studie resultierte eine kurze Trainingsdauer der Patienten. Die Trainingszeiten sind üblicherweise deutlich länger. Hesse setzte 5 Wochen tägliches FES-kombiniertes Training ein (Hesse et al. 2004). Thrasher wählte einen Zeitraum von 12 bis 18 Wochen für seine Studie zum FES-unterstüzten Gehen (Thrasher et al. 2006). Für tägliches Gangtraining evaluierte Wirz 8 Wochen (Wirz et al. 2005), Effing 12 Wochen (Effing et al. 2006) und Nymark 12 Wochen (Nymark et al. 1998) als Interventionszeitraum. Erfahrungsgemäß waren Fähigkeiten, die sich innerhalb eines Monats leicht verbesserten, durch einen verlängerten Therapiehorizont weiter ausbaubar. Als wahrscheinlich gilt ebenfalls, dass ein nach 12 Trainingseinheiten unveränderter Parameter, auch nach dreifacher Trainingszeit keine bedeutenden Änderungen aufweist. Damit können die Trainingseffekte, welche in der einmonatigen ERIGO-Trainingsstudie eintraten, als ausbaufähig gewertet werden. -67 Diskussion 9.3.2.3 Auswertungsparameter Für diese Studie waren zwei Ebenen der Auswertung entscheidend. Es wurden einerseits die funktionellen Parameter mit Skalen und klinischen Tests erhoben. Diese spiegeln den realen Gewinn an Fähigkeiten für den Patienten wider. Sie zeigten aber nur punktuell die Situation zum Untersuchungszeitpunkt auf. Andererseits wurden in dieser Studie auch Pathomechanismen untersucht, zu denen allein mit der EMG-Auswertung Aussagen getroffen werden können. Somit musste ein komplexer Ansatz entwickelt werden, in dem Veränderungen in der myoelektrischen Aktivierung mit den klinisch feststellbaren Fähigkeiten verknüpft werden können. 9.3.3 Diskussion der methodischen Ergebnisse Die Rückenschmerzen der Teilnehmer stellten eine Einschränkung der Bewegungstherapie auf dem ERIGO dar. Durch das Legen eines Kissens unter den Oberkörper wurde die Haltung entspannt und die Patienten beschrieben eine Reduktion ihrer Rückenprobleme. Durch eine Erweiterung des „Hüftgelenks des ERIGO“ in die Flexionsrichtung, könnte diesen Mechanismen entgegengewirkt werden. Zusätzlich wird bei Patienten in der akuten Phase ihrer Verletzung mit einer verstärkten Rückenschmerzsymptomatik zu rechnen sein. An der mangelnden Akzeptanz des Standard-Musters war zu sehen, wie sich das Bewegen auf dem ERIGO und das Gehen unterscheiden. In der Annahme, ein Bewegungsmuster nahe am physiologischen Gang zu implementieren, war die Hüftbewegung des Gehens übernommen worden. Da der ERIGO keine physiologische Schwingphase bot, war dieses Muster nicht intuitiv durchführbar. Dies zeigt den Schwachpunkt eines kinematisch begründeten Gehbildes für die Anwendung in der klinischen Rehabilitation. Die originalen Kniemanschetten rieben am Oberschenkel und beeinträchtigten die Kontraktion der Oberschenkelmuskulatur. In Zusammenarbeit mit der Hocoma AG konnten die Manschetten weiterentwickelt werden. Dafür wurden zwei Gurte genutzt, wovon einer ober-der andere unterhalb des Knies befestigt wurde. So konnte das -68 Diskussion Knie stabil durch den Bewegungszyklus geführt und gleichzeitig die Reibung an der Haut reduziert werden. Weitere Verbesserungen am ERIGO könnten die Akzeptanz für das Trainingsgerät steigen lassen, was auch ein engagierteres Training unterstützen würde. -69 Schlussfolgerungen 10 Schlussfolgerungen Im Rahmen dieser Arbeit wurde der ERIGO als ein neues Trainingsgerät für die Therapie rückenmarksverletzter Patienten untersucht. Dabei wurden wichtige methodische Grundlagen für die Anwendung des ERIGO im Rahmen medizinischer Studien gelegt und ein Protokoll zur Evaluierung der myoelektrischen Aktivität entwickelt. Mit letzterem wurden die Einflüsse verschiedener Bewegungsparameter auf die muskuläre Aktivierung an Gesunden erfasst. In einem zweiten Schritt wurde mit vier chronischen, inkomplett Querschnittgelähmten ein Training durchgeführt und erste Ergebnisse der Patientenstudie diskutiert. Mit der EMG-Analyse-Studie an gesunden Probanden wurden Referenzwerte für die einzelnen Konditionen ermittelt. Die EMG-Daten zeigten Unterschiede der Aktivierung sowohl im zeitlichen Verlauf (Phase) der Aktivierung als auch in der Amplitude des Potentials. Die Vertikalisierung der Untersuchten führte zu einer deutlichen Veränderung der Phasenverläufe. Im Gegensatz jedoch zum Biceps femoris (BF), Tibialis anterior (TA) und Soleus (SO) reagierte das Aktivierungsmuster des Vastus lateralis (VL) überraschenderweise nur geringfügig auf den aufrechten Stand. Die Amplitudenanalyse verdeutlichte den Einfluss der vier Parameter (Last, Geschwindigkeit, Hüftextension, Bewegungsmuster) auf den Umfang der myoelektrischen Erregung. Das Aufrichten des Kipptisches erhöhte die Belastung und verstärkte die Aktivität in der Beinstreckerkette (VL und SO) und reduzierte sie im BF und TA. Die Bewegungsgeschwindigkeit vergrößerte die Amplituden nur in der Unterschenkelmuskulatur, während die Hüftextension die Oberschenkelmuskulatur beeinflusste. Der VL wurde weniger und der BF stärker aktiviert. Mit verschiedenen Voreinstellungen der Bewegungskonditionen bieten sich spezifische Möglichkeiten, die Therapie an die individuellen Bedürfnisse des Patienten anzupassen und diesen optimal zu fördern. Ein für alle Patienten gleichermaßen geeignetes Szenario ist für das Training daraus nicht abzuleiten, da es von den Fähigkeiten des Patienten abhängig ist, wie viel Unterstützung der ERIGO ihm geben muss. -70 Schlussfolgerungen Das Vertikalisieren ist ein Faktor, der die Muskelfunktion in starkem Ausmaß beeinflusst. Der Kippwinkel ist auch während des Betriebs stets veränderbar, was einfache Belastungsänderungen während eines laufenden Trainings ermöglicht. So können vor allem die Extensoren damit gezielt gefördert werden. Durch die Bewegungsgeschwindigkeit kann die elektrische Muskelaktivität beeinflusst werden, was durch die Resultate speziell für den TA und den SO belegt wurde. Die beobachtete hemmende Wirkung der Hüfthyperextension auf den VL und die aktivierende auf den BF, könnte einen Nutzen bei der Behandlung eines Quadrizeps- Hypertonus – beispielsweise bei Streckspastik – haben. Die Wahl des verwendeten Gangmusters muss in erster Linie von der aktiven Streckfähigkeit und dem subjektiven Bewegungsempfinden des Patienten abhängig gemacht werden. Die Kniestabilität sollte immer gewährleistet sein, so dass die Entscheidung im Zweifelsfalle zu Gunsten des One-Leg-Musters fallen sollte. Die vielfältigen Kombinationen der Bewegungsparameter bieten die Möglichkeiten, die Bewegung an die Bedürfnisse und Fähigkeiten der Patienten anzupassen und damit der heterogenen Patientengruppe in Form einer individuellen Therapie Rechnung zu tragen. Die ERIGO-Trainingsstudie untersuchte bei querschnittgelähmten Patienten die Effekte des Trainings auf die Kreislauffunktion, die Muskelaktivierung und auf funktionelle Fähigkeiten. Der gesunkene Variationskoeffizient der Herzfrequenz belegte die Verbesserung der Kreislaufstabilität bei Kipptischeinsatz. Diese Effekte wurden von den Patienten im täglichen Leben wahrgenommen und konnten die Lebensqualität verbessern. Die EMG-Analyse zeigte eine Verkürzung der Aktivitätszeiträume und eine frühere Aktivierung im Bewegungszyklus. Die Modulationen der EMG-Muster verdeutlichten eine Annäherung an die Phasenverteilung von gesunden Probanden. Anhand klinischer Skalen konnte eine Verbesserung der Gehfähigkeit nicht nachgewiesen werden. Dennoch profitierten die Patienten durch Zugewinne ihrer motorischen Fähigkeiten, wie die Kraftzunahme und die Reduktion der Spastik. Inwiefern diese Effekte durch die additiv angewandte FES hervorgerufen bzw. verstärkt wurden, konnte in der vorliegenden Studie nicht quantifiziert werden. -71 Schlussfolgerungen Die Studie demonstrierte, dass ein ERIGO-Training mit Patienten in der chronischen Phase zu Veränderungen der neuromuskulären Aktivität führt. Zu betonen ist, dass viele Zugewinne der funktionellen Parameter über die vierteljährige Follow-up-Zeit gehalten werden konnten. Dass diese Verbesserungen stabil waren, ist ein überzeugendes Argument für die Durchführung weiterführender Untersuchungen mit Patienten in der akuten Phase der Querschnittlähmung. -72 Ausblick 11 Ausblick Für die Entwicklung einer optimalen Therapie für Querschnittgelähmte ist es notwendig, neue Therapieansätze zu entwickeln und zu analysieren. Der ERIGO ist für die Frührehabilitation Querschnittgelähmter entwickelt worden. Nach der Schaffung von Evaluierungsmöglichkeiten mittels EMG-Analyse im Rahmen der vorliegenden Studie sollten jetzt Bemühungen unternommen werden, das Potenzial dieses Gerätes weitergehend zu untersuchen. In diesem Zusammenhang ist die detaillierte Erfassung und Prüfung einzelner Effekte (z.B. basierend auf Elektrostimulation) notwendig. Hinzu kommen die Effekte des Therapiemoduls auf supraspinale Zentren. Die Ergründung des Zusammenhangs zwischen der physischen Verbesserung, der myoelektrischen Modulation und der zerebralen Plastizität bei Querschnittgelähmten ist eine spannende und komplexe multidisziplinäre Fragestellung im Bereich der Grundlagenforschung. Um weiterführende Bewegungsanalysen am ERIGO durchführen zu können, ist es mittelfristig von Interesse, die kinematischen und dynamischen Bewegungsparameter, also die Gelenkwinkel sowie die Kräfte, welche auf die Gelenke und Muskeln wirken, zu quantifizieren. Der ERIGO sollte nicht als Einzelgerät, sondern in Kombination mit anderen therapeutischen Optionen betrachtet werden. Aufbauend auf den hier erhobenen Daten an chronisch Erkrankten sind zukünftig die Effekte bei Patienten in der akuten Phase zu erforschen. Wenn sich die ermutigenden Ergebnisse an chronischen Patienten statistisch sichern lassen, sollten Studien mit akuten Querschnittgelähmten begonnen werden, die den ERIGO in ein umfassendes Konzept der Frührehabilitation einbinden. Die Anwendung des ERIGO sollte sich nicht auf die Rückenmarksverletzungen begrenzen, sondern kann ebenso für andere Bereiche des lokomotorischen Lernens, z.B. bei Schlaganfallpatienten, genutzt werden. Desgleichen könnte das KipptischStepper- System in der Bewegungstherapie von langzeitimmobilisierten Patienten, wie komatöse oder apallische Patienten, sinnvoll eingesetzt werden. Zusammenfassend geben die Resultate Anlass, die biologischen Grundlagen der Neurorehabilitation, speziell der spinalen Regelkreise, zu ergründen. Der ERIGO hat -73 Ausblick dabei das Potential, sowohl im Rahmen grundlagenwissenschaftlicher Forschung mit standardisierten Bewegungen zu dienen als auch mit der Fähigkeit der individuellen Anpassung an die Anforderungen der Patienten, ein Teil der umfassenden Therapie der Frühphase neurologischer Erkrankungen zu werden. -74 Literaturverzeichnis 12 Literaturverzeichnis Adams MM, Hicks AL. 2005. Spasticity after spinal cord injury. Spinal Cord, 43 (10):577-586. Arsenault A, Winter D, Marteniuk R. 1986. Is there a 'normal' profile of EMG activity in gait? Med Biol Eng Comput, 24 (4):337-343. Ashworth B. 1964. Preliminary trial of carisoprodol in multiple sclerosis. Practionner, (192):540-542. Aydin G, Tomruk S, Keles I, Demir SO, Orkun S. 2005. 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Acta biologica et medica Germanica, 34:761-766. -82 Anhang 13 Anhang 13.1Durchführungsprotokolle der Messungen 13.1.1 EMG-Analyse-Studie Versuchsperson:____________________ Name:______________________ Temp Datum:__________________ Vorname:________________ Kondition Situation Reihenfolge Trigger und Besonderheiten 00 Ruhe EMG 04 ONE-LEG 40/min stehen Beginn 02 Standard 40/min stehend 03 Sinus 40/min stehend 0° 05 ONE-LEG 20/min stehen 06 ONE-LEG 60/min stehen 07 ONE-LEG 40/min stehen HüftEx 20° 08. ONE-LEG 60/min stehend 20° 09 ONE-LEG 20/min liegen 0° 10 ONE-LEG 40/min liegen 11 ONE-LEG 40/min liegen Hüftex 20° 12 ONE-LEG 40/min stehend 0° 13 Ruhe EMG Tabelle 12: Messprotokoll für die Probanden -83 Anhang 13.1.2 ERIGO-Trainingsstudie Name:_________________ Probandennummer:_______ Untersuchung [1] [2] Vorname:_____________ Datum:________________ [6] [7] [11] [12] Zeitpunkt RR Puls (/min) Trigger Sonstiges Vorher Ruhephase 1 5Min Trainingsstart Starttrigger einfach EMG An 30sec RuheEMG Doppelt ERIGO an Passiv (2min) Einfach Aktiv (2min) Dreifach ERIGO hoch Passiv (2min) Einfach Aktiv1 nach 4min Doppelt FES an 6min Einfach wenn FES OK 8min 10min Dreifach bevor Pause Log aus 12min 14min 16min 18min 20min 22min 24min 26min kein Trigger log an Doppelt FES AUS 28min Einfach Passiv (2min) Dreifach ERIGO runter Aktiv 2min Einfach Doppelt Einfach zum Schluss passiv 2min 1min ruhe EMG Tabelle 13: Messprotokoll für die Patientenmessung -84 Anhang Name: ____________________ Vorname:_____________________ Probandennummer:______ Voruntersuchung I Voruntersuchung II Unters. nach 2 Wo Training Unters. nach 4 Wo Training Follow-up nach 3 Mo. Datum WISCI II 10MWT normal (Hilfsmittel 10MWT max (Hilfsmittel) TUG-Test Kraft Quadriceps re. Kraft Tibialis ant. re. Kraft Gastrocnemius re. Ashworth rechts Kraft Quadriceps li. Kraft Tibialis ant. li. Kraft Gastrocnemius li. Ashworth links ASIA Anmerkungen Untersucher Tabelle 14: Untersuchungsprotokoll für die funktionellen Werte für die ERIGO-Trainingsstudie WISCI (Walking index for spinal cord injury); 10MWT (10 Meter walking Test); TUG (Timed up and go test); ASIA (Klassifikation der Verletzung nach dem Protokoll der American Spinal cord injury Association) -85 Anhang 13.2Soleasyprogramme 13.2.1 Signalbearbeitung Abbildung 30: Programm zur Signalbearbeitung und zur Mittelung: Die Rohsignale werden in 2 Varianten bearbeitet. 1 Hochpass-und Notchfilter.; 2.zusätzlich Hüllkurve zur Phasendetektion. 20 Einzelschritte werden ausgewählt und zu einem „Normschritt“ gemittelt -86 Anhang 13.2.2 Signalauswertung Abbildung 31: Programm zur Analyse der Normschritte: Es wurden die Phasen detektiert und die Startpunkte und Aktivitätslängen gespeichert. -87 Anhang 13.3Kreislaufwerte der Patienten 13.3.1 Patient 1 Training Zeitpunkt Liegend 0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 22 24 26 28 Liegend 1 BD syst 116 110 90 116 126 123 120 111 122 111 151 117 99 1 BD diast 55 52 63 84 66 53 72 76 66 94 58 56 67 1 Puls 60 60 64 65 64 61 62 64 65 60 58 55 57 2 BD syst 127 128 123 105 97 126 141 137 127 129 119 110 105 118 123 2 BD diast 57 49 51 60 73 84 80 58 74 84 77 82 90 63 60 2 Puls 55 54 50 54 75 84 77 70 76 87 83 73 74 69 68 76 70 60 52 57 3 BD syst 115 113 109 116 142 144 118 112 116 127 129 125 123 103 130 121 125 3 BD diast 62 72 58 60 104 91 73 72 73 86 79 66 71 74 87 63 57 3 Puls 58 59 54 52 112 110 86 126 96 68 62 64 142 64 64 80 54 57 4 BD syst 123 117 118 100 138 123 120 134 165 164 122 137 129 126 111 4 BD diast 68 74 71 72 110 61 101 113 72 72 100 87 63 57 67 4 Puls 61 61 58 58 81 78 72 76 66 72 70 78 76 93 72 84 68 56 54 5 BD syst 111 110 97 141 113 118 123 144 150 140 145 121 110 123 5 BD diast 67 67 81 123 92 96 94 94 92 102 108 65 69 57 5 Puls 58 58 56 76 72 82 76 72 82 72 70 74 74 70 16 68 78 88 56 54 6 BD syst 122 119 124 82 134 133 153 126 139 132 146 160 94 135 115 123 124 118 111 6 BD diast 66 58 54 59 101 80 98 62 61 107 83 71 61 76 52 100 65 60 72 6 Puls 58 56 56 68 74 62 78 60 64 104 80 84 78 78 90 86 84 61 60 7 BD syst 133 125 115 124 125 121 124 141 180 176 139 138 150 150 143 141 143 7 BD diast 53 55 63 53 76 73 94 95 71 73 84 77 81 80 66 60 53 7 Puls 60 58 60 58 68 78 76 74 74 82 90 84 84 82 82 80 82 72 60 8 BD syst 130 122 112 126 93 128 125 106 113 163 175 145 140 169 151 152 149 143 137 139 132 8 BD diast 60 57 63 75 77 101 94 77 92 82 78 80 82 82 85 96 88 91 84 69 70 8 Puls 66 62 62 62 80 80 82 82 88 84 76 86 80 84 86 84 82 84 76 60 60 9 BD syst 117 117 122 123 111 119 124 135 120 133 117 121 125 130 130 132 135 123 114 110 9 BD diast 69 74 82 79 79 104 85 95 89 93 93 69 79 111 102 83 116 53 51 58 9 Puls 57 58 66 66 68 70 72 72 74 76 76 80 89 78 76 76 76 70 52 52 52 10 BD syst 126 112 138 142 133 130 135 132 126 114 124 127 143 128 109 116 141 119 115 10 BD diast 66 67 82 80 86 81 87 69 81 93 95 81 94 80 92 87 73 59 51 10 Puls 62 60 72 70 72 78 76 80 76 78 75 78 76 80 74 77 78 84 74 72 60 11 BD syst 107 123 118 130 109 115 142 126 154 133 146 157 118 140 144 137 112 115 119 11 BD diast 72 60 79 98 82 89 50 82 67 60 72 78 76 74 73 62 80 65 63 11 Puls 60 62 62 72 74 77 74 74 80 80 80 78 86 81 88 83 84 73 63 60 12 BD syst 109 116 116 110 90 139 123 137 125 140 151 121 151 100 127 100 112 107 12 BD diast 66 60 63 82 69 66 88 71 73 76 78 70 69 55 68 57 50 53 12 Puls 54 52 57 66 66 72 72 68 72 70 72 72 70 70 72 86 75 74 74 72 54 Tabelle 15: Kreislaufparameter von Patient 1 in der Übersicht -88 Anhang 13.3.2 Patient 2 Training Zeitpunkt Liegend 0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 22 24 26 28 Liegend 1 BD syst 117 112 119 120 117 138 104 137 117 111 131 119 105 109 111 106 1 BD diast 64 66 60 59 75 98 67 56 57 28* 55 83 67 52 40 50 1 Puls 62 64 58 61 78 94 136 104 81 78 78 90 91 102 100 88 64 64 2 BD syst 111 105 106 125 111 137 122 112 138 111 122 113 116 126 111 124 121 133 120 119 108 2 BD diast 70 61 62 67 70 44 65 67 48 51 73 69 74 71 56 54 78 76 59 47 61 2 Puls 63 62 65 76 72 64 76 74 74 76 78 78 76 78 78 78 76 78 67 59 60 3 BD syst 129 113 109 114 99 99 134 128 111 119 127 111 112 3 BD diast 59 58 64 58 72 62 109 82 77 54 67 73 69 3 Puls 61 60 62 60 70 80 90 82 78 80 104 76 78 76 62 60 4 BD syst 118 135 124 108 118 139 120 121 106 90 91 137 137 119 81 97 121 115 4 BD diast 60 61 61 60 67 119 57 64 59 60 70 56 64 63 39 75 51 50 4 Puls 90 88 88 86 91 90 86 86 92 98 98 84 88 5 BD syst 104 97 112 112 111 122 110 93 108 99 107 88 123 113 105 128 121 117 5 BD diast 70 61 62 62 58 48 83 72 55 77 63 56 80 79 71 56 53 53 5 Puls 64 66 68 68 68 95 80 80 88 85 84 90 82 78 82 80 63 66 60 6 BD syst 104 112 108 107 124 102 113 113 97 121 98 88 116 135 104 112 122 92 115 132 6 BD diast 61 61 60 55 66 74 59 63 64 54 48 59 68 37 57 53 57 75 61 54 6 Puls 84 78 78 80 90 92 106 99 107 105 110 126 103 106 104 114 106 106 78 82 72 7 BD syst 102 103 111 120 130 135 96 139 101 103 118 114 127 107 114 141 122 114 108 106 7 BD diast 62 60 50 72 83 68 82 62 50 70 10 92 72 71 83 39 90 58 62 59 7 Puls 78 64 55 70 98 121 76 75 90 74 122 120 66 66 68 72 70 60 53 56 8 BD syst 113 111 105 110 93 87 119 97 100 85 84 97 126 106 106 108 112 118 8 BD diast 61 58 56 59 64 66 56 63 59 56 42 39 46 60 60 65 65 58 8 Puls 64 62 62 62 74 74 76 76 74 78 76 78 96 76 82 92 78 73 66 68 9 BD syst 113 104 104 116 112 111 112 109 118 115 125 131 123 128 113 135 124 144 131 130 9 BD diast 68 63 64 57 72 74 79 71 62 81 72 77 81 54 76 116 63 66 59 65 9 Puls 70 75 72 74 82 88 88 82 84 88 88 93 90 96 94 90 98 88 76 80 72 10 BD syst 112 113 113 108 116 119 116 131 144 86 106 128 124 114 100 110 146 125 129 133 132 10 BD diast 70 68 64 81 79 74 75 82 62 48 75 71 53 80 73 93 89 81 65 56 58 10 Puls 78 76 74 76 84 84 84 84 86 86 86 88 84 90 88 86 88 88 88 78 76 11 BD syst 104 105 106 113 127 90 96 101 105 129 103 100 118 127 125 123 119 110 11 BD diast 62 59 56 62 92 67 65 56 41 74 73 61 94 70 68 55 70 63 11 Puls 62 62 60 58 96 82 76 90 71 70 73 71 68 75 72 70 70 65 60 59 12 BD syst 114 110 109 115 102 110 121 121 100 128 107 110 132 122 127 113 110 104 120 122 12 BD diast 67 65 62 54 78 88 71 89 76 63 62 67 84 74 79 70 66 84 64 63 12 Puls 62 62 59 58 58 81 72 71 70 68 68 72 70 74 74 76 76 80 84 60 64 Tabelle 16: Kreislaufparameter von Patient 2 in der Übersicht -89 Anhang 13.3.3 Patient 3 Training Zeitpunkt Liegend 0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 22 24 26 28 Liegend 1 BD syst 108 108 116 117 107 131 102 64 102 101 94 91 85 86 102 110 105 1 BD diast 59 59 53 54 53 50 59 50 39 53 59 59 57 40 42 54 60 1 Puls 52 53 53 56 58 74 76 103 87 87 88 103 100 82 86 75 100 102 52 50 50 2 BD syst 108 101 100 96 104 83 94 90 81 83 95 108 102 107 111 78 66 112 106 103 2 BD diast 59 48 54 64 62 52 63 55 61 55 66 62 82 72 54 41 32 56 65 66 2 Puls 58 60 58 57 61 56 58 76 76 70 78 70 70 66 72 76 78 48 50 50 3 BD syst 108 100 105 117 111 110 91 92 91 84 83 85 81 119 81 89 76 85 82 102 3 BD diast 45 63 63 65 57 50 55 46 56 62 51 52 53 55 46 55 38 56 57 53 3 Puls 51 47 48 51 70 94 88 105 72 66 64 66 60 61 61 69 69 57 42 40 43 4 BD syst 117 110 107 103 106 103 105 96 90 107 86 115 95 86 97 90 95 107 115 110 4 BD diast 58 63 68 66 56 58 56 63 57 70 58 66 65 62 62 72 54 66 67 75 4 Puls 48 47 51 60 60 68 70 70 74 78 73 75 73 72 73 73 78 42 43 44 5 BD syst 96 98 98 99 102 88 79 84 97 92 74 92 82 77 77 79 96 106 94 95 5 BD diast 63 66 62 60 56 54 40 57 34 72 39 50 66 42 42 47 46 56 62 60 5 Puls 57 61 57 60 58 57 58 86 82 96 84 84 88 80 83 86 94 78 42 48 55 6 BD syst 111 106 104 107 109 116 103 107 110 102 91 93 107 92 97 113 106 109 6 BD diast 66 66 67 72 66 66 68 68 48 56 53 53 61 70 62 63 60 59 6 Puls 51 52 53 54 51 61 62 67 69 71 64 70 70 70 67 67 70 77 55 46 7 BD syst 100 109 118 119 131 110 110 101 107 102 95 94 103 100 85 90 91 112 108 102 7 BD diast 73 68 76 69 86 67 75 71 53 64 60 60 64 57 63 63 57 57 58 59 7 Puls 48 46 46 46 58 80 58 60 70 70 71 70 74 76 85 80 77 80 50 55 8 BD syst 107 103 111 113 107 105 103 97 98 89 96 87 97 86 105 92 92 94 101 96 98 8 BD diast 67 72 62 64 80 67 60 52 65 70 59 48 45 63 47 48 45 44 51 58 54 8 Puls 45 44 47 44 63 64 66 66 68 66 64 64 66 66 68 68 66 70 44 42 46 9 BD syst 114 106 111 104 101 115 115 89 101 96 96 101 103 102 60 106 89 90 118 113 105 9 BD diast 65 67 62 71 64 60 60 56 60 51 49 57 61 56 42 55 55 55 55 58 63 9 Puls 50 50 50 50 59 60 66 68 64 64 62 60 62 66 74 64 66 70 44 46 44 10 BD syst 106 107 109 112 111 106 97 99 96 106 99 106 106 110 99 106 104 102 109 104 10 BD diast 66 65 66 65 65 64 66 74 54 57 60 74 41 48 64 59 64 61 57 63 10 Puls 52 52 54 56 63 64 70 64 70 62 60 72 76 76 74 64 82 66 48 48 48 11 BD syst 113 107 102 106 119 108 105 98 109 106 103 110 98 98 92 103 90 97 101 109 98 11 BD diast 67 64 65 67 75 76 69 77 64 69 61 66 64 60 55 60 60 64 57 55 62 11 Puls 51 56 56 56 52 60 60 60 60 58 62 64 72 62 72 66 60 62 58 44 46 12 BD syst 101 103 99 116 114 117 121 121 114 102 107 106 104 102 96 103 100 103 105 110 12 BD diast 65 65 64 63 63 94 70 58 63 72 58 59 50 60 58 61 54 59 57 55 12 Puls 48 48 48 50 48 52 56 58 60 64 64 66 68 66 66 72 80 70 72 45 46 Tabelle 17: Kreislaufparameter von Patient 3 in der Übersicht Im 2.Training kam es zu einer Präsynkope mit Schwitzen, Sehstörungen und Unwohlsein. Das Training wurde abgebrochen -90 Anhang 13.3.4 Patient 4 Training Zeitpunkt Liegend 0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 22 24 26 28 Liegend 1 BD syst 102 118 105 115 127 116 128 105 119 117 128 135 105 111 128 115 112 1 BD diast 76 75 80 75 86 90 66 75 68 58 80 68 83 60 72 75 71 1 Puls 64 67 66 75 85 80 76 78 86 78 80 89 88 88 78 76 74 72 2 BD syst 110 119 116 115 117 108 129 125 63 74 109 73 110 78 121 130 130 2 BD diast 67 76 76 69 76 68 85 40 47 52 87 57 77 49 72 68 81 2 Puls 66 70 66 68 70 78 80 80 82 82 86 80 82 88 88 86 85 86 86 80 74 3 BD syst 121 123 104 111 105 131 167 103 137 111 103 127 119 3 BD diast 81 72 69 74 73 70 127 85 70 71 73 75 70 3 Puls 66 66 66 68 72 84 82 82 80 84 78 80 86 80 86 89 88 84 76 82 70 4 BD syst 126 116 108 113 115 93 134 127 137 93 107 108 86 125 127 97 98 147 122 102 4 BD diast 71 77 66 73 87 76 55 80 73 66 82 79 66 63 111 55 45 74 76 76 4 Puls 74 72 70 76 82 88 86 86 88 88 86 94 90 92 96 96 100 95 92 76 74 5 BD syst 106 112 111 107 104 158 92 121 91 102 99 107 107 79 111 90 108 5 BD diast 77 68 76 69 72 60 59 100 60 57 79 84 91 60 56 72 68 5 Puls 80 78 80 80 80 88 98 98 94 96 102 102 112 100 104 106 104 102 90 92 84 6 BD syst 110 97 102 102 125 111 103 135 129 107 136 150 99 147 120 137 125 111 116 147 111 6 BD diast 71 68 69 65 62 83 80 65 91 81 86 94 76 80 86 81 104 80 62 104 71 6 Puls 70 70 68 70 72 78 84 96 94 104 104 108 112 114 116 124 118 116 104 104 100 7 BD syst 104 127 110 108 107 117 125 122 99 128 116 156 147 118 135 113 116 101 96 112 119 7 BD diast 72 72 65 61 86 89 91 54 67 99 63 125 86 94 115 90 92 83 59 68 60 7 Puls 62 62 62 62 78 78 88 88 88 90 88 92 94 96 94 98 94 102 98 88 79 8 BD syst 115 104 96 102 83 128 135 133 124 123 104 116 108 118 105 114 116 8 BD diast 64 73 66 63 60 104 121 91 69 51 51 95 65 80 62 57 68 8 Puls 74 70 78 72 86 92 90 88 98 96 94 96 98 96 106 104 100 98 92 90 76 9 BD syst 101 102 99 120 173 190 122 102 123 108 103 107 130 98 113 99 83 112 109 9 BD diast 67 71 68 73 145 146 92 65 78 61 86 87 71 68 57 53 59 55 69 9 Puls 80 78 84 86 88 98 96 100 100 100 102 102 104 102 104 102 106 104 90 88 80 10 BD syst 101 105 102 104 151 103 112 89 109 99 120 100 112 10 BD diast 72 70 67 68 98 74 93 58 65 65 52 68 64 10 Puls 74 76 76 84 96 94 98 100 100 100 104 102 104 104 90 84 80 11 BD syst 114 116 106 98 121 134 94 83 83 144 157 136 110 115 11 BD diast 70 69 68 78 107 76 61 63 60 82 136 104 80 63 11 Puls 74 72 72 84 92 94 96 94 98 100 100 100 106 102 106 98 86 80 12 BD syst 125 128 128 133 120 129 119 132 119 117 149 123 128 120 129 130 129 12 BD diast 82 83 85 78 66 96 75 56 83 66 63 72 104 80 84 109 82 12 Puls 62 60 60 64 68 74 74 76 78 74 80 80 80 80 92 82 84 84 76 72 68 Tabelle 18: Kreislaufparameter von Patient 4 in der Übersicht -91 Anhang 13.4Resultate der fMRT-Messungen Abbildung 32: Darstellung der ersten Messergebnisse mit fMRT mit Patient 4 (mit freundlicher Genehmigung Blickensdorfer A) -92 Anhang 13.5Lebenslauf Persönliche Daten Name: Wohnort: Geburtsdatum: Geburtsort: Familienstand: Ausbildung Grundschule: Gymnasium: Abschluss: Zivildienst: Studium: Famulaturen: Praktisches Jahr: Forschung: Interessen: Jena, den Felix Taut Magdelstieg 73, 07745 Jena 11.06.1982 Leipzig ledig 1989-1990 Arthur-Hoffman-Schule in Leipzig 1990-1993 Erich-Kästner-Grundschule in Leipzig 1993-2001 Friedrich-List-Schule in Leipzig Abitur (Durchschnitt 1,9) 2001/02 Diakonissenkrankenhaus Leipzig / OP-Abteilung 2002 -2004 Humanmedizin an der Universität Leipzig 2004 -2009 Humanmedizin an der Universität Jena Innere Medizin (2005; Rudolstadt); Neurologie (2006; Zürich); Allgemeinmedizin (2007; Jena) August 2008 bis Juli 2009 je 4 Monate Innere Medizin Südharzkrankenhaus Nordhausen Chirurgie Robert-Koch-Krankenhaus Apolda Pädiatrie University Hospital Gondar / Äthiopien 03/2006 – 04/2007 Universität und ETH Zürich /Schweiz Posaune spielen im Orchester Kammerchor der Jenaer Philharmonie Sport (Radfahren, Tanzen) Felix Taut -93 Anhang 13.6Danksagung Zum Abschluss meiner Arbeit möchte ich mich bei allen bedanken, die mir beim Gelingen dieser Arbeit mit Rat und Tat zur Seite standen. Ich hatte das Glück, diese Arbeit an der Universität Zürich (Forschungsabteilung Paraplegiologie der Uniklinik Balgrist) und an der Friedrich-Schiller-Universität (FB Motorik, Pathophysiologie und Biomechanik der Universitätsklinik Jena) zu absolvieren. Diesem Umstand ist die umfassende Danksagung geschuldet. Zuerst möchte ich mich bei meinem Doktorvater Prof. Dr. med. Hans-Christoph Scholle bedanken. Den vielseitigen Ideen und unerfahrenen Vorstellungen meinerseits diente er mit seinem Fachwissen und seiner Forschungserfahrung als ein konstruktives Gegenüber. Er übernahm die Betreuung meiner Thematik und ermöglichte es, meine Promotion an der Universität Jena durchzuführen. Gleichermaßen gilt mein Dank Prof. Dr. Volker Dietz, der mir die Gelegenheit gab, im weltweit renommierten Forschungszentrum für Querschnittlähmung an der Uniklinik Balgrist in Zürich zu arbeiten. Die unkomplizierte Art, meinen Ideen ein Spielfeld und mir ein erfahrenes Team zur Seite zu stellen, waren die Grundlage für die Durchführung meiner Experimente in der Schweiz. Bei Dr. Thierry Keller möchte ich mich nicht nur für die Erarbeitung eines Forschungsprojektes und die Betreuung desselben bedanken. Er hat mir Verantwortungsfreiräume übertragen, die mich anfangs überforderten und zweifeln, aber auch wachsen ließen. Seiner kreativen Art, dem Thema noch viele interessante Aspekte hinzuzufügen, konnte ich mich nicht immer verwehren. Natürlich wäre die Arbeit in Zürich ohne die großartige Unterstützung durch das Team der Paraplegikerzentrums nicht möglich gewesen. An dieser Stelle möchte ich mich stellvertretend bei den Laborleitern Dr. Roland Müller und Dr. Huub van Hedel bedanken. Der offenen und hilfsbereiten Atmosphäre ist es zu verdanken, dass sich viele Probleme lösen ließen. An dieser Stelle sage ich allen freiwilligen Probanden vielen Dank und wünsche den Patienten alles Gute. An der Umsetzung der -94 Anhang Patienten-Studie hatte mit umfangreichen Messungen das Physiotherapeuten-Team großen Anteil. Ich möchte an dieser Stelle Inge Langhäuser, Ricarda Liebscher und Annett Siggelkow danken. Markus Wirz hat mir die physiotherapeutischen Methoden erklärt. Sabine Mangold hat mich mit diversen Elektroden, Strömen und Programmen stimuliert und die ergotherapeutischen Probleme dargestellt. Ich möchte mich besonders bei Dr. André Seyfarth vom Lauflabor in Jena bedanken. Er hat mich für die Faszination des Gehens begeistert. Er ermutigte mich, meine Interessen in eine Doktorarbeit einzubringen und dafür auch im Ausland eine Institution zu suchen. Er empfahl mir den Balgrist. Meinen Eltern möchte ich für alles danken, was ich hier nicht niederschreiben kann. Sie haben in allen Situationen zu mir gestanden, mich immer gefördert und motiviert, meinen Weg zu suchen und zu gehen. Last but not least: Für die finanzielle Unterstützung sorgte der Deutsche akademische Austauschdienst (DAAD), der diese Arbeit mit einem Stipendium förderte. -95 Anhang 13.7Ehrenwörtliche Erklärung Hiermit erkläre ich, dass mir die Promotionsordnung der Medizinischen Fakultät der Friedrich-Schiller- Universität bekannt ist, ich die Dissertation selbst angefertigt habe und alle von mir benutzten Hilfsmittel, persönlichen Mitteilungen und Quellen in meiner Arbeit angegeben sind, mich folgende Personen bei der Auswahl und Auswertung des Materials sowie bei der Herstellung des Manuskripts unterstützt haben: Prof. Dr. H.-C. Scholle und Dr. T. Keller die Hilfe eines Promotionsberaters nicht in Anspruch genommen wurde und dass Dritte weder unmittelbar noch mittelbar geldwerte Leistungen von mir für Arbeiten erhalten haben, die im Zusammenhang mit dem Inhalt der vorgelegten Dissertation stehen, dass ich die Dissertation noch nicht als Prüfungsarbeit für eine staatliche oder andere wissenschaftliche Prüfung eingereicht habe und dass ich die gleiche, eine in wesentlichen Teilen ähnliche oder eine andere Abhandlung nicht bei einer anderen Hochschule als Dissertation eingereicht habe. Jena, den Felix Taut -96