WPG1606 Prothesen bei den Paralympics

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Veranstaltung Seminar Biomechanik (Justus-Liebig-Universität Gießen)
Autoren Islem Tounsi, Julia Dehne, Amalaswintha Leh
Bearbeitungsdauer 45 Minuten
Präsentationstermin 11.07.2016
Zuletzt geändert 03.07.2016
Voraussetzung KIN1, DYN2, DYN3, Sprint mit Beinprothese

Einleitung

Die Paralympischen Spiele sind eine große internationale Veranstaltung, wo Athleten mit Behinderung sich in verschiedenen Sportdisziplinen messen. Der geschichtliche Ursprung der Spiele war eine Gruppe britischer Veteranen vom zweiten Weltkrieg, die diese zum ersten Mal 1948 organisierten. Der Medienrummel rund um die Spiele hat sich in den letzten Jahrzenten stark erhöht. Heutzutage finden die Paralympischen Spiele direkt im Anschluss an die Olympischen Spielen statt. Ein großes Spektrum an Behinderungen wird bei den Spielen vertreten. Unter anderem nehmen Athleten mit beeinträchtigter Muskelkraft, eingeschränktem Bewegungsspielraum, Amputationen, unterschiedlicher Beinlänge, einem erhöhten Muskeltonus und mit visueller oder intellektueller Beeinträchtigung teil. Wegen dieser großen Vielfalt wollen wir uns in diesem Wiki auf Athleten mit einer Amputation in den Laufdisziplinen beschränken, den sogenannten „Blade Runners“. Dieses Modul baut somit auf das Wiki Sprint mit Beinprothese auf. Der Fokus wird auf den veränderten kinematischen und kinetischen Merkmalen liegen, die wegen einer Amputation auftreten können. Zum Einstieg bitten wir euch erstmal das nachfolgende Video anzuschauen.

verfasst von J. Dehne

Klassifikation

Im Video ist zu sehen, dass die Athleten unterschiedliche Arten der Behinderung haben. Sie unterscheiden sich nach Amputationsstelle (transtibial oder transfemoral) und, ob die Amputation einseitig (unilateral) oder beidseitig (bilateral) vorliegt. Damit die Voraussetzungen möglichst die gleichen sind werden die Athleten, je nach Behinderung, in verschiedene Kategorien eingeteilt. In den Laufdisziplinen werden Athleten mit einer Amputation in drei Kategorien eingeteilt; T42 (uni oder bilaterale transfemorale Amputation), T43 (bilaterale transtibiale Amputation) und T44 (unilaterale transtibiale Amputation). Das „T“ steht hierbei für „Track“. Die Kriterien für die verschiedenen Kategorien sind bei der folgenden Website beschrieben: Externer Link

verfasst von J. Dehne

Leistung

Das Ziel vieler Athleten mit Prothesen ist an den Wettbewerben für Nichtbehinderte teilzunehmen.

Was glaubst du, sind Athleten mit Prothesen schneller als nichtbehinderte Athleten?

Im Jahre 2012 hat Oscar Pistorius (T43) sogar die Qualifikation für den 400 m Lauf für die Olympischen Spiele in London geschafft. Jedoch erreichen relativ wenig Prothesenläufer die Leistungen von nichtbehinderten Läufer. Zudem gibt es seit einigen Jahren eine Diskussion über die Fairness eines Wettbewerbs zwischen Prothesenläufern und Nichtbehinderten.

Mit der technischen Entwicklung wäre es prinzipiell möglich, dass Prothesen soweit optimiert werden, dass die Voraussetzungen sich zugunsten der Prothesenläufer wendet. Dabei stellt sich die Frage, ob die erreichte Leistung vom Training und den angeborenen Voraussetzungen des Athleten abhängt oder von den technischen „Hilfsmitteln“. Wegen dieser Diskussion wurden mehrere Studien durchgeführt, um zu untersuchen, inwiefern Prothesenläufer einen Vorteil gegenüber nichtbehinderte Läufer haben. Die Ergebnisse dieser Untersuchung werden in den nachfolgenden Abschnitten erläutert. Generell wurden bisher nur wenige Studien zur Biomechanik des Laufens mit Hochleistungsprothesen durchgeführt. Einige Fragen bleiben diesbezüglich offen.

verfasst von J. Dehne

Hochleistungsprothesen

Hochleistungsprothesen unterscheiden sich von Prothesen die für den Alltag konzipiert sind. Die Form und das Material der Prothese beeinflussen deren Wirkung. Moderne Hochleistungsprothesen haben mehrere Biegezonen, mit unterschiedlichen Radien und unterschiedlicher Nachgiebigkeit, um einen optimalen Energietransfer in den jeweiligen Laufphasen zu ermöglichen (Wank & Keppler, 2015). Sie bestehen aus Karbonfaserlaminaten, welche eine hohe Stabilität besitzen, ein geringes Gewicht haben und zudem flexibel sind. Im Vergleich zu Unterschenkel und Fuß sind sie ungefähr 50% leichter (Brüggemann, Arampatzis, Emrich & Pott-hast, 2008). In Abbildung 1 sind Formen verschiedener Karbonprothesen abgebildet. Eine der ersten Karbonprothesen war die Flex-Foot Prothese (Flex-foot inc., Össur), welche in Abbildung 1 A dargestellt ist. Diese Prothese hat eine Art Ferse. Bei später entwickelten Sportprothesen fehlt diese. Heutzutage ist die Cheetah Prothese (Össur) für transtibial Amputierte im Spitzensport verbreitet. Sie hat eine J-Form, wie in Abbildung 1 C dargestellt. Wegen dieser Form ist sie nur für den Vorderfußlauf geeignet und erschwert das Stehen. Prothesen mit C-Form (Abbildung 1 B) werden vor allem von transfemoral amputierten Athleten verwendet.

Abb. 1. Formen verschiedener Karbonprothesen (A: Flex Foot (Flex-Foot Inc., Össur). B:Flex Run (Össur). C: Flex Sprint III Cheetah (Össur))

Im 100m-Sprint werden härtere Prothesen verwendet als bei 200m/400m Sprints. Außerdem wird die Prothese in Langsprints, falls sich das amputierte Bein auf der Außenseite der Kurve befindet, um 0.5 bis 1.0 cm länger eingestellt. Dies geschieht zur Kompensation der Zentripetalkräfte während des Kurvenlaufens. Generell wird bei unilateral Amputierten die Prothese um 5 cm länger eingestellt als die natürliche Beinlänge, da sich die Prothese unter Belastung komprimiert (Lechler & Lilja, 2008). Zusätzlich zur Beinlänge muss auch die Neigung der Prothese eingestellt werden. Beide Faktoren haben einen Einfluss auf die Antriebswirkung der Prothese (Tominaga, Sakuraba & Usui, 2015). Das Internationale Paralympische Komitee hat Vorschriften, welche die Länge der Prothese begrenzen. Aus der Armlänge wird die eigentliche Körpergröße geschätzt. Allerdings erlauben sie einen Spielraum von 3.5% der geschätzten Körpergröße.

Um die Manipulation der Prothese so einfach wie möglich zu gestalten und die Kraftübertragung von Stumpf auf Prothese zu optimieren, sollte die Prothese so fest wie möglich an diesem fixiert sein. Da dies Unangenehm bis Schmerzhaft für den Athleten sein kann, können Hochleistungsprothesen nur für einen begrenzten Zeitraum getragen werden. Über den Stumpf befindet sich deswegen ein schützender Umschlag. Er besteht aus Silicon und soll die Kräfte des Schaftes auf einer möglichst großen Fläche des Stumpfes verteilen. Außerdem soll er die Reibung zwischen Schaft und Stumpf minimieren.

verfasst von A. Leh

Auswirkung von Prothesen

Kinematik

Geschwindigkeit

Vergleicht man die maximal erreichbare Sprintgeschwindigkeit von körperlich gesunden Athleten und transtibial/transfemoral amputierten Sprintern stellt man eine signifikante Abnahme der Geschwindigkeit fest. In einer Studie von Hobara et al.(2016) liegt die Durchschnittsgeschwindigkeit von nichtbehinderten Athleten bei ungefähr 10 m/s, während unilateral und bilateral transtibial Amputierte durchschnittlich mit 8.7 m/s laufen. Dahingegen laufen transfemoral amputierte Athleten nur mit einer Geschwindigkeit von ungefähr 7.6 m/s. Ein Grund dafür ist eine kürzere Schrittlänge dieser. Die Schrittlänge während eines Sprints ist abhängig von der vertikalen und horizontalen Bodenreaktionskraft und vom Impuls, welche bei Amputierten ebenfalls niedriger ausfallen. Die Bodenreaktionskräfte und Impulse werden im nächsten Schritt unter dem Punkt Kinetik weiter erläutert.

Hüftverlauf

Ein Vergleich des Hüftverlaufs von körperlich Gesunden und transfemoral Ampu-tierten zeigt während dem Gehen lediglich in den letzten 5% der Schwungzeit einen signifikanten Unterschied (vgl. Abbildung 2, wobei negative Winkel für eine Hüftextension stehen). Grund dafür ist eine reduzierte Flexion des prothetischen Beins kurz vorm Bodenkontakt, was durch ein asymmetrisches Verhalten zwischen Prothese und gesundem Bein erklärt werden kann. Diese reduzierte Flexion ist notwendig zur Stabilisierung der Prothese kurz vor dem Kontakt mit dem Boden.

Abb. 2. Hüftverlauf von körperlich Gesunden und transfemoral Amputierten während dem Gehen (modifiziert nach Burkett, Smeathers & Barker, 2003, S. 40).

Das asymmetrische Verhalten zwischen Prothese und gesundem Bein wird während dem Laufen deutlich verstärkt. Dadurch entsteht ein signifikant veränderter Hüftverlauf der Amputierten. Es kommt zu einer Phasenverschiebung des Hüftverlaufs mit Prothese (vgl. Abbildung 3). Durch die bereits erwähnte geringere Hüftflexion verringert sich die Schrittlänge bei erhöhter Geschwindigkeit, wodurch das Laufen behindert und der Hüftverlauf verändert wird.

Abb. 3. Hüftverlauf von körperlich Gesunden und transfemoral Amputierten während dem Laufen (modifiziert nach Burkett, Smeathers & Barker, 2003, S. 40).

Kurvenlaufen

Die Kinematik des Kurvenlaufens ist abhängig von der Amputationsseite. Beim Kurvenlaufen wird die maximale Geschwindigkeit durch die Kinematik des sich auf der Innenseite befindenden Beins bestimmt, d.h. es kommt zu größeren Einschränkungen, wenn sich die Prothese auf der Innenseite befindet. Unterschiede treten dabei sowohl in der Schwungphase der Prothese als auch in der Standphase auf, wenn das prothetische Bein mit dem gesunden Bein verglichen wird. Die Flugzeit, d.h. die Zeit, ab der die Prothese den Boden verlässt, bis zum dem Punkt, an dem der gesunde Fuß den Boden berührt, erhöht sich signifikant während dem Kurvenlaufen (Taboga, Kram & Am Grabowski, 2016). Aus einer längeren Flugzeit lässt sich eine vergrößerte Schrittlänge und eine niedrigere Schrittfrequenz schließen. Folglich ist es schwierig während des Kurvenlaufens zu beschleunigen. Während des geraden Laufens weisen sowohl unilateral als auch bilateral transtibial Amputierte mit der Prothese eine kürzere Schwungphase, eine größere Schrittfrequenz und längere Kontaktzeiten auf (Taboga et al., 2016; Weyand & Bundle, 2010). Flugzeit, Schwungphase und Bodenkontaktzeit sind schematisch nochmal in Abbildung 4 dargestellt. Zusammenfassend kann gesagt werden, dass besonders Athleten mit einer Prothese auf der Innenseite der Kurve benachteiligt sind.

Abb. 4. Flugzeit, Schwungphase und Bodenkontaktzeit (modifiziert nach Weyand et al., 2009, S. 906).

verfasst von J. Dehne

Kinetik

Bodenreaktionskraft

Eine große Rolle bei der Entstehung von Geschwindigkeit spielt die Bodenreaktionskraft. Die Fähigkeit diese Kraft zu generieren wird als der limitierende Faktor bei hohen Geschwindigkeiten angesehen. Prothesenläufer generieren geringere Spitzen-Bodenreaktionskräfte als nichtbehinderte Athleten (Grabowski et al., 2010). Die Ursache hierfür liegt in der passiven Natur von Hochleistungsprothesen und deren Nachgiebigkeit, weswegen weniger Kraft auf den Boden übertragen werden kann. Zusätzlich geht die Amputation mit einer verminderten bzw. verhinderten Muskelaktivität einher. Obwohl die Spitzen-Bodenreaktionskräfte geringer sind als bei nichtbehinderten Athleten, wirken trotzdem relativ hohe Kräfte auf den Stumpf. Hohe Spitzenkräfte steigern somit die Verletzungsgefahr und können unangenehm sein.

Die geringeren Spitzen-Bodenreaktionskräfte von Prothesenläufer lassen sich durch die Beinsteifigkeit beschreiben. Bei körperlich gesunden Athleten steigt mit höherer Geschwindigkeit die Beinsteifigkeit. Bei Sprintern mit Prothesen ist das Gegenteil der Fall, also mit steigender Geschwindigkeit nimmt die Beinsteifigkeit ab. Die Beinsteifigkeit erhält man aus der vertikalen Spitzen-Bodenreaktionskraft und der Beinlängenveränderung. Wie bereits erwähnt generieren Amputierte deutlich geringere Spitzenkräfte. Jedoch weißt die Prothese eine größere Beinlängenveränderung auf. Dadurch lässt sich die Abnahme der Beinsteifigkeit der Prothesen bei höheren Geschwindigkeiten erklären (McGowan, Grabowski, McDer-mott, Herr & Kram, 2012).

Energierückführungsrate

Während der ersten Hälfte der Standphase (negative Standphase) verrichtet der Athlet Arbeit auf die Prothese. Somit wird elastische Energie in dieser gespeichert. In der zweiten Hälfte der Standphase (positive Standphase) gibt die Prothese dann einen großen Teil dieser Energie wieder zurück. Athleten mit Prothesen können mehr als 90% der Energie, die der Prothese während der negativen Standphase überführt wurde in der positiven Standphase wieder verwenden (Brüggemann et al., 2008). Im Vergleich haben der Skelettmuskel und die Sehen einen Wirkungsgrad von 20-30% und 80-90%. Nichtbehinderte Athleten müssen zudem mehr Abbremskräfte in der negativen Stützphase generieren und verlieren somit insgesamt mehr Energie während des Bodenkontaktes (Wank & Keppler, 2015). In der Summe können sie trotzdem höhere mechanische Leistungen in der Stützphase erzielen als Prothesenläufer. Zusätzliche zur gespeicherten elastischen Energie in den Sehnen können sie, durch ihre noch intakten Muskeln, Kräfte generieren und somit Vorwärtsantrieb schaffen.

Die Energierückführungsrate erklärt wieso Prothesenläufer in der Startphase des Laufes Schwierigkeiten bei der Beschleunigung haben. Zu diesem Zeitpunkt hat der Athlet keine große kinetische Energie die in der negativen Phase der Standphase in der Prothese gespeichert werden kann und in der positiven Phase wiederverwendet werden kann. Auf der anderen Seite bedeutet dies, dass Prothesenläufer bei hohen Geschwindigkeiten weniger mechanische Arbeit in der Standphase verrichten müssen, da hierbei eine hohe Energierückführungsrate herrscht. Zudem haben viele Hochleistungsprothesen ein geringeres Eigengewicht als der entsprechende Unterschenkel und Fuß. Dies bedeutet, dass diese Prothese auch ein geringeres Massenträgheitsmoment haben und somit möglicherweise weniger mechanische Arbeit verwendet werden muss, um das prothetische Bein nach vorne zu bewegen (Brüggemann et al., 2008). Jedoch müssen die erhöhten koordinativen Anforderungen berücksichtigt werden. Vor allem die Laufkinematik von unilateral Amputierten ist durch erhebliche Asymmetrien gekennzeichnet. Folglich sind Kompensationsbewegungen notwendig, welche zusätzliche mechanische Arbeit erfordern.

verfasst von A. Leh

Exkurs: Fokus auf Fairness vs. Fokus auf Optimierung

Seit der Qualifikation von Oscar Pistorius für die Olympischen Spiele 2012 in London, ist eine Diskussion entstanden bezüglich der Fairness von Wettkämpfen zwischen Blade Runners und körperlich gesunden Athleten. Eine Reihe von Studien wurden durchgeführt, um diese Frage zu beantworten. Brüggemann et al. (2008) behaupten, dass Athleten mit Hochleistungsprothesen in der Zukunft schneller sein werden als Athleten ohne Prothesen, während Kram, Grabowski, McGowan, Brown und Herr (2010) das Gegenteil behaupten. Die Frage ist, ob der Fokus auf Fairness liegen sollte? Am Anfang der paralympischen Bewegung war das Ziel, Behinderten Möglichkeiten zu schaffen, am Sport teilzunehmen und deren Lebensqualität so weit wie möglich zu verbessern. Sollte wegen dieser Diskussion die Weiterentwicklung von Hochleistungsprothesen eingestellt werden, nur damit Blade Runners eines Tages nicht schneller werden als Athleten ohne Prothesen? Bei dem Cybathlon/Bionische Spiele http://www.cybathlon.ethz.ch/ liegt der Fokus z.B. auf den Möglichkeiten der Technik und nicht auf die Fähigkeiten des Athleten. Diese Fragen müssten für die Zukunft geklärt werden.

verfasst von I. Tounsi

Zusammenfassung

Als Zusammenfassung ist nachfolgend eine Übersicht über die Vor- und Nachteile von Prothesenläufer.

Vorteile Nachteile
Karbonprothesen speichern Energie, die sich wieder abrufen lässt → geringere Abgabe von Energie auf Boden während der Stützphase Schwieriger in der Startphase zu beschleunigen, da Energie in die Prothese übergeben werden muss
Nichtbehinderte Athleten müssen in der Standphase durch ihre Muskulatur relativ große Mengen an Energie durch Arbeit gewinnen, während Prothesenläufer in dieser Phase weniger metabolische Arbeit verrichten müssen mit den Prothesen kann keine Energie durch Arbeit gewonnen, nur Energie gespeichert werden
Müssen weniger Energie aufwenden, um hohe Geschwindigkeiten zu halten Hochleistungsprothesen können nur passiv bewegt werden und haben daher eine Eigendynamik die das Laufen erschwert
Geringes Eigengewicht der Prothese ermöglicht schnelle Schwungphasen Sensorische Defizite im Stumpf erschweren Kontrolle über die Prothese
Asymmetrische Laufkinematik erhöhen koordinative Anforderung, besonders in Kurven
Geringere Bodenreaktionskräfte limitieren die maximal mögliche Geschwindigkeit

verfasst von I. Tounsi

Ausblick

Die Nachteile von Prothesenläufern überwiegen, welches sich am deutlichsten in der Tatsache zeigt, dass sie nicht die Leistungen von nichtbehinderten Athleten erreichen. Es ist denkbar, dass aktive Komponenten in den passiven Prothesen zu Fortschritten in diesem Bereich führen würde. Diese aktive Komponente könnte die Kräftegenerierende Funktion der fehlenden Muskeln übernehmen und somit die Bodenreaktionskraft und die Fortbewegungsgeschwindigkeit des Athleten erhöhen. Die Diskussion um die Problematik eines fairen Wettkampfs zwischen nichtbehinderte- und Prothesenläufer sollte die Weiterentwicklung von Hochleistungsprothesen nicht bremsen. Es ist ein technologischer Fortschritt, wenn behinderte Personen durch Prothesen am Sport teilnehmen können. Umso beeindruckender wäre es, wenn sie eines Tages schneller werden als nichtbehinderte Athleten und eine ursprüngliche Behinderung zu einem Vorteil gewandelt werden kann.

Themenvorschläge für Folge-Wikis

  1. Vergleich verschiedener Hochleistungsprothesen
  2. Stand der Entwicklung aktiver Hochleistungsprothesen
  3. Methodische Schwächen von Studien die sich mit Prothesenlaufen befassen

verfasst von A. Leh

Fragen

1. Wie könnte ein Wettbewerb zwischen Prothesen- und nicht-behinderten Läufern fairer gestaltet werden?
2. Wie könnte die Bodenreaktionskraft von Prothesenläufern erhöht werden und welche Probleme würde dies mit sich führen?
3. Welche Folgen hat das asymmetrische Verhalten von Prothese und gesundem Bein während dem Laufen?

Relevante Wikis

Literatur

Brüggemann, G.-P., Arampatzis, A., Emrich, F. & Potthast, W. (2008). Biomechanics of double transtibial amputee sprinting using dedicated sprinting prostheses. Sports Technology, 1 (4-5), 220–227.

Burkett, B., Smeathers, J. & Barker, T. (2003). Walking and running inter-limb asymmetry for Paralympic trans-femoral amputees, a biomechanical analysis. Prosthetics and orthotics international, 27 (1), 36–47.

Grabowski, A. M., McGowan, C. P., McDermott, W. J., Beale, M. T., Kram, R. & Herr, H. M. (2010). Running-specific prostheses limit ground-force during sprinting. Biology letters, 6 (2), 201–204.

Hobara, H., Potthast, W., Muller, R., Kobayashi, Y., Heldoorn, T. A. & Mochimaru, M. (2016). Normative Spatiotemporal Parameters During 100-m Sprints in Amputee Sprinters Using Running-Specific Prostheses. Journal of applied biomechanics, 32 (1), 93–96.

Kram, R., Grabowski, A. M., McGowan, C. P., Brown, M. B. & Herr, H. M. (2010). Counterpoint: Artificial legs do not make artificially fast running speeds possible. Journal of applied physiology, 108 (4), 1012-4.

Lechler, K. & Lilja, M. (2008). Lower extremity leg amputation. An advantage in running? Sports Technology, 1 (4-5), 229–234.

McGowan, C. P., Grabowski, A. M., McDermott, W. J., Herr, H. M. & Kram, R. (2012). Leg stiffness of sprinters using running-specific prostheses. Journal of the Royal Society, Interface / the Royal Society, 9 (73), 1975–1982.

Taboga, P., Kram, R. & Am Grabowski. (2016). Maximum-speed curve-running biomechanics of sprinters with and without unilateral leg amputations. The Journal of experimental biology, 219 (Pt 6), 851–858.

Tominaga, S., Sakuraba, K. & Usui, F. (2015). The effects of changes in the sagittal plane alignment of running-specific transtibial prostheses on ground reaction forces. Journal of physical therapy science, 27 (5), 1347–1351.

Wank, V. & Keppler, V. (2015). Advantages and Disadvantages of Athletes with Artificial Limbs Compared to Able-Bodied Competitors. Deutsche Zeitschrift für Sport-medizin, 2015 (11), 287–293.

Weyand, P. G. & Bundle, M. W. (2010). Point: Artificial limbs do make artificially fast running speeds possible. Journal of applied physiology, 108 (4), 1011-2.

Weyand, P. G., Bundle, M. W., McGowan, C. P., Grabowski, A., Brown, M. B., Kram, R. et al. (2009). The fastest runner on artificial legs: different limbs, similar function? Journal of applied physiology, 107 (3), 903-911.


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biomechanik/projekte/ss2016/wpg1606.txt · Zuletzt geändert: 27.07.2016 09:40 von Andre Seyfarth
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