Tierärztliche Hochschule Hannover Computergestützte Ganganalyse

Tierärztliche Hochschule Hannover

Computergestützte Ganganalyse bei Hunden ohne und mit simuliertem Verlust der Hintergliedmaße – Vergleich mit Daten von Amputationspatienten

INAUGURAL – DISSERTATION zur Erlangung des Grades einer Doktorin der Veterinärmedizin - Doctor medicinae veterinariae - (Dr. med. vet.)

vorgelegt von Aniela Fuchs Bad Homburg v. d. Höhe

Hannover 2014

Wissenschaftliche Betreuung: 1. Prof. Dr. Ingo Nolte Klinik für Kleintiere Tierärztliche Hochschule Hannover

2. PD Dr. Nadja Schilling Institut für Spezielle Zoologie und Evolutions- biologie Friedrich-Schiller-Universität, Jena

1. Gutachter: Prof. Dr. Ingo Nolte 2. Gutachter: Prof. Dr. Peter Stadler

Tag der mündlichen Prüfung: 13.05.2014

Diese Arbeit wurde im Rahmen des Graduiertenkolleg Biomedizintechnik des SFB 599 (finanziert durch die Deutsche Forschungsgemeinschaft), der Berufsgenossenschaft Nahrungsmittel und Gastgewerbe Erfurt und der Hannoverschen Gesellschaft zur Förderung der Kleintiermedizin (HGFK) gefördert.

Meiner Familie

Der erste Teil dieser Arbeit ist bei folgender Zeitschrift eingereicht:

The Veterinary Journal Ground reaction force adaptions to tripedal locomotion in dogs Aniela Fuchs, Birte Goldner, Ingo Nolte, Nadja Schilling

Der zweite Teil dieser Arbeit ist bei folgender Zeitschrift eingereicht:

Veterinary Surgery Limb and back muscle activity adaptations to tripedal locomotion in dogs Aniela Fuchs, Alexandra Anders, Ingo Nolte, Nadja Schilling

Teile dieser Arbeit wurden als Vortrag auf folgender Fachtagung präsentiert:

5. Tagung der Fachgruppe “Chirurgie” der DVG Änderungen der Bodenreaktionskräfte in einem Amputationsmodell beim Hund

Inhaltsverzeichnis

1. Einleitung und Literaturüberblick ...... 11 2. Material und Methoden ...... 20 2.1. Hunde ...... 20 2.2. Datenaufzeichnung ...... 20 2.2.1. Kinetische Messungen ...... 20 2.2.2. Elektromyographische Messungen ...... 21 2.3. Datenanalyse ...... 21 3. Studie I ...... 22 3.1. Abstract ...... 23 3.2. Introduction ...... 24 3.3. Materials and Methods ...... 25 3.3.1. Animals ...... 25 3.3.2. Data collection ...... 25 3.3.3. Data analysis ...... 27 3.3.4. Statistical analysis ...... 28 3.4. Results ...... 28 3.4.1. Temporal gait parameters ...... 28 3.4.2. Vertical force ...... 29 3.4.3. Craniocaudal force ...... 29 3.5. Discussion ...... 30 3.6. Conclusion ...... 34 3.7. Conflict of interest statement ...... 34 3.8. Acknowledgements ...... 35 3.9. References ...... 35 3.10. Tables and Figures...... 38 4. Studie II ...... 51 4.1. Abstract ...... 52 4.2. Introduction ...... 53 4.3. Materials and Methods ...... 54 4.3.1. Animals ...... 54 4.3.2. Data collection ...... 55 4.3.3. Data analysis ...... 56 4.3.4. Statistical analysis ...... 58 4.4. Results ...... 58 4.4.1. M. vastus lateralis ...... 58 4.4.2. M. triceps brachii ...... 58 4.4.3. M. longissimus dorsi ...... 58 4.5. Discussion ...... 59 4.5.1. M. vastus lateralis ...... 59 4.5.2. M.triceps brachii ...... 61 4.5.3. M. longissimus dorsi ...... 61 4.6. Conclusion ...... 63 4.7. Funding ...... 63 4.8. References ...... 64 4.9. Tables and Figures...... 67

5. Diskussion ...... 72 6. Zusammenfassung ...... 83 7. Summary ...... 85 8. Literaturverzeichnis ...... 87 9. Danksagung...... 97

Abkürzungsverzeichnis

In dieser Arbeit wurden folgende Kurzformen verwendet:

CoM Körpermasseschwerpunkt EMG Elektromyographie

Fc Kontralaterale Vordergliedmaße

Fi Ipsilaterale Vordergliedmaße Fx Mediolaterale Kraft Fy Kraniokaudale Kraft Fz Vertikale Kraft GRF Bodenreaktionskräfte

Hc Kontralaterale Hintergliedmaße

Hi Ipsilaterale Hintergliedmaße L1 1. Lendenwirbel L2 2. Lendenwirbel OEMG Oberflächen-Elektromyographie Post op Nach der Operation Prä op Vor der Operation SD Standardabweichung

Einleitung und Literaturüberblick

1. Einleitung und Literaturüberblick

Die Indikation einer Gliedmaßenamputation kann vielerlei Gründe haben, in erster Linie sind jedoch Osteosarkome der proximalen Röhrenknochen sowie Traumata als Ursache zu nennen (STONE 1985). Die Gliedmaßenamputation beim Hund stellt ein häufig kontrovers diskutiertes Thema dar, wobei vor allem seitens der Besitzer Bedenken bezüglich einer mangelnden Adaption an den dreibeinigen Gang sowie einer möglichen Überbelastung der übrigen Gliedmaßen im Vordergrund stehen (WITHROW und HIRSCH 1979, CARBERRY und HARVEY 1987; KIRPENSTEIJN et al. 1999; GALINDO-ZAMORA 2012). Um diesen Vorbehalten objektiv zu begegnen, ist es notwendig, die biomechanischen Veränderungen, die ein amputierter Hund erfährt, genau zu untersuchen und zu evaluieren. Für eine objektive Untersuchung des Gangbildes bietet sich die Ganganalyse an, mit der kinetische, kinematische sowie elektromyographische Parameter erhoben werden können. Die kinetischen Parameter beschreiben die Bodenreaktionskräfte mit ihren drei orthogonalen Komponenten. Hierzu gehören die vertikale Kraft Fz, die kraniokaudale Kraft Fy und die mediolaterale Kraft Fx (BUDSBERG et al. 1987; MCLAUGHLIN 2001). Sie alle spiegeln die Kraft wider, die der Hund während des Auffußens in eine bestimmte Richtung auf den Untergrund aufbringt. Die vertikale Kraft Fz, die zugleich die größte Komponente der drei Vektoren darstellt, ist die am häufigsten untersuchte Kraft beim Hund. Sie kennzeichnet ein Drücken gegen den Untergrund in senkrechter Richtung. Die Vordergliedmaßen weisen größere vertikale Kräfte auf als die Hintergliedmaßen, da der Körpermasseschwerpunkt (CoM) etwas weiter kranial liegt (BUDSBERG et al. 1987; LEE et al. 2004). Durch die vertikale Kraft lässt sich zudem eine Aussage über die Belastungssituation der Gliedmaßen des Hundes treffen, indem die Körperlastverteilung auf die verschiedenen Gliedmaßen evaluiert wird, und somit wird die Beurteilung einer vorliegenden Lahmheit ermöglicht (RUMPH et al. 1993; ABDELHADI et al. 2013; FISCHER et al. 2013). Die kraniokaudale Kraft lässt sich in eine zunächst auftretende Bremskraft sowie in eine darauffolgende Beschleunigungskraft unterteilen, wobei in den Vordergliedmaßen ein Nettobremsen und in den Hintergliedmaßen eine Nettobeschleunigung vorliegt. Während sich das Tier im sogenannten steady state vorwärts bewegt, liegt der Nettoimpuls aller Gliedmaßen etwa bei null, d.h. der Hund bewegt sich mit einer konstanten Geschwindigkeit fort (LEE et al. 1999:

Einleitung und Literaturüberblick

ABDELHADI et al. 2013). Überwiegt jedoch insgesamt der Anteil der Beschleunigung bzw. des Bremsens, erhöht bzw. verlangsamt der Hund seine Geschwindigkeit. Die mediolaterale Kraft stellt die kleinste Kraft dar, die bisher wenig untersucht worden ist, was hauptsächlich daran liegt, dass sie bisweilen starken individuellen Schwankungen unterliegt (BUDSBERG et al. 1987; RUMPH et al. 1994; DECAMP 1997). Auch ist hier das Rausch-Signal- Verhältnis schlechter, da die Kräfte sehr klein sind und somit auch eine besondere Störanfälligkeit aufweisen. Die mediolaterale Kraft beschreibt ebenfalls horizontale Bewegungen, mit denen der Hund sich wechselweise seitlich vom Boden wegstößt, um in seiner angestrebten, geraden Laufrichtung zu verbleiben. Die Erhebung kinematischer Daten ermöglicht die zeitlich-räumliche Betrachtung der Bewegungen von Körpern und Segmenten (DECAMP 1993; ALLEN et al. 1994; FISCHER und LILJE 2011). Mögliche Veränderung von Winkeln der Gelenke sowie die Stellung einzelner Beinsegmente gegen den Boden können Aufschluss darüber geben, ob eine Gelenkfehlstellung bzw. ein verminderter Bewegungsumfang in einem Gelenk vorliegt; beispielsweise durch eine veränderte Flexion oder Extension (BENNETT et al. 1996; DECAMP et al. 1996; POY et al. 2000). Ein Teilgebiet der Kinematik stellt die Metrik dar, die sich mit der Untersuchung von zeitlich-räumlichen Gangparametern beschäftigt. Hier lassen sich Schrittlänge, -dauer sowie -zyklus mit seiner Unterteilung in Stemm- und Schwingphase bestimmen. Eine bewährte Methode, dies bildlich darzustellen, bietet sich in dem Fußfallmuster nach Hildebrand an (HILDEBRAND 1966), wodurch sich die Schrittzyklen der einzelnen Gliedmaßen in zeitlichen Bezug zueinander stellen lassen. Es wird eine zeitliche Abfolge der Bodenkontaktzeiten der jeweiligen Beine in Bezug auf eine Gliedmaße skizziert und sowohl Momente des Auf- sowie des Abfußens als auch die relative Stemmphasendauer verdeutlicht. Mit der Elektromyographie lassen sich Aktivitätsmuster sowie die Intensität der Rekrutierung von Muskeln sowohl im physiologischen als auch im pathologischen Zustand detektieren. Es werden Spannungsunterschiede gemessen, die während der Weiterleitung eines Aktionspotentials entlang der Muskelzellen entstehen. Bisher wurden beim Hund invasive Messungen mittels Nadelelektroden, die in das muskuläre Zielgewebe implantiert werden (z.B. NOMURA et al. 1966; TOKURIKI 1973; GOSLOW et al. 1981; SCHILLING und CARRIER 2009), vorgenommen wie auch nicht-invasive Messungen (BOCKSTAHLER et

Einleitung und Literaturüberblick

al. 2009; BOCKSTAHLER et al. 2012; FISCHER et al. 2013). Bei letztgenannter Methode, der Oberflächenelektromyographie (OEMG), wird die Muskelaktivität durch das Aufbringen von Elektroden auf die Haut über dem zu messenden Muskel detektiert. Hierbei können jedoch lediglich Signale von oberflächlichen Muskeln abgeleitet werden und es besteht die Gefahr des „crosstalks“. Das bedeutet, dass neben der Aufzeichnung der gewünschten Signale möglicherweise auch solche von benachbarten Muskeln erfasst werden. Dies ist auch durch Hautbewegung aufgrund des leicht verschieblichen Unterhautgewebes des Hundes während des Laufes möglich. Zudem spielt auch die eigentliche Hautbeschaffenheit des Tieres als Einflussfaktor auf die Messqualität eine Rolle. Das Gangbild gesunder Hunde ist verschiedenen Schwankungen unterworfen und nicht immer zweifelsohne direkt als Kontrolle zu verwenden. Die Bodenreaktionskräfte sind von unterschiedlichen Faktoren abhängig, hierbei ist die Geschwindigkeit, mit der sich der Proband fortbewegt, von essentieller Bedeutung (ROUSH und MCLAUGHLIN 1994; BERTRAM et al. 2000; EVANS et al. 2003). Es wurde gezeigt, dass eine Variabilität von mehr als 0,3 m/s Auswirkungen auf die Bodenreaktionskräfte hat (DECAMP 1997). Deutlich wird dieser Umstand bei der Betrachtung des duty factors (D), der das Verhältnis von Stemmphase zur Dauer des Schrittzyklus widergibt. Nach der Definition von Hildebrand (HILDEBRAND 1966) ist z.B. ein Trab so definiert, dass die Stemmphase weniger als 50% des Schrittzyklus einnimmt, sodass D<0,5 ermittelt werden kann. Nimmt die Geschwindigkeit, mit der sich der Hund fortbewegt, zu, ist eine Verkürzung der Stemmphase zu erwarten. Eine höhere Geschwindigkeit bedeutet beispielsweise für die vertikale Komponente eine höhere maximale Kraft verbunden mit einem verringerten Impuls aufgrund der verkürzten Stemmphase (ROUSH und MCLAUGHLIN 1994). Ein weiterer beeinflussender Faktor, der sich auf das Gangbild gesunder Hunde auswirkt, ist die Körperkonformation. Studien (BUDSBERG et al. 1987; DECAMP 1997; MÖLSÄ et al. 2010; VOSS et al. 2010; VOSS et al. 2011) zeigten, dass es notwendig ist, Kräfte auf das Körpergewicht der Hunde zu beziehen und selbst dann ist der direkte Vergleich zwischen den auftretenden Kräften problematisch. Dies wird dadurch verdeutlicht dass, bezogen auf die Körperhöhe, kleine Hunde relativ höhere Maximalkräfte in der senkrechten Richtung auf den Boden aufbringen (BUDSBERG et al. 1987). Dies hängt mit einer höheren Beingeschwindigkeit der kleineren Hunde zusammen, die, um dieselbe absolute

Einleitung und Literaturüberblick

Geschwindigkeit halten zu können, mehr Schrittzyklen pro Zeiteinheit vollführen müssen (MÖLSÄ et al. 2010). Dementsprechend liegt im Vergleich zu Hunden mit einer größeren Körperhöhe bei kleineren Hunden auch eine kürzere Stemmphasendauer vor. Ein weiterer Aspekt, den es bei der Erhebung ganganalytischer Daten zu beachten gilt, ist die Habituation der Tiere an das Laufband bzw. an die Kraftmessplatte. Es wurde untersucht, inwiefern sich die sukzessive Gewöhnung an die Messsituation auf die evaluierten Daten auswirkt. Hierbei zeigte sich, dass sich die Habituierung der Hunde signifikant auf das Gangbild der Hunde auswirkt (RUMPH et al., 1997; FANCHON und GRANDJEAN 2009). Zudem wurden stärkere interindividuelle Unterschiede bei der nicht trainierten Gruppe festgestellt. Ebenfalls wurde eine erhöhte Variabilität innerhalb eines Tieres detektiert, wenn die Aufnahmen an aufeinanderfolgenden Tagen und nicht an demselben Tag stattfanden. Schon Wiederholungsaufnahmen führten zu Veränderungen im Gangbild (RUMPH et al. 1999). Abschließend ist der Unterschied in der Messtechnik, also „Kraftmessplatte versus instrumentiertes Laufband“, als Einflussgröße auf das quadrupede Gangbild zu nennen (BUCHNER 1994; BÖDDEKER et al. 2010, DRÜEN et al. 2010; TORRES et al. 2013). Bei Durchführung einer Messung mittels einer Kraftmessplatte besteht eine relativ schnelle Gewöhnung des Hundes an die Messsituation und somit entsprechen die erhobenen Daten eher einem physiologischen Lauf. Nachteilig hingegen wirkt sich hier die Konzeption der Kraftmessplatte aus, die keine simultane Messung der Kraftausübung aller vier Gliedmaßen über eine sukzessive Schrittfolge ermöglicht. Zudem findet keine Detektierung einer Veränderung der Geschwindigkeit während des Laufes statt (z.B. JEVENS et al. 1993; FANCHON und GRANDJEAN 2009). Das instrumentierte Laufband hingegen erfordert zwar eine intensivere Gewöhnungsphase, ermöglicht jedoch die simultane Aufnahme aufeinanderfolgender Schritte aller vier Gliedmaßen bei konstanter Geschwindigkeit und reduziert hiermit auch die Abhängigkeit vom Hundeführer. Ziel des Studiendesigns dieser Arbeit war es daher, möglichst viele der oben genannten Einschränkungen zu vermeiden und lediglich Hunde einer Rasse, ähnlichen Alters sowie ähnlicher Körperkonformation und -gewicht in die Versuchsreihe einzubeziehen, um die interindividuellen Unterschiede möglichst gering zu halten. Den Messungen vorausgehend fand eine ausgiebige Gewöhnungsphase an das instrumentierte Laufband sowie an die Versuchssituation selbst statt, um ein weitestgehend physiologisches Gangbild zu erhalten.

Einleitung und Literaturüberblick

In zahlreichen kinetischen Studien wurden neben gesunden Hunden lahme (z.B. RUMPH et al. 1993; DUPUIS et al. 1994; RUMPH et al. 1994; JEVENS et al. 1996; KATIC et al. 2009; Fischer et al. 2013) sowie in einzelnen auch amputierte (KIRPENSTEIJN et al. 2000; GALINDO-ZAMORA 2012; HOGY et al. 2013; JARVIS et al. 2013) Hunde ganganalytisch untersucht. In den Studien von Kirpensteijn und Hogy und Kollegen erfolgte die Untersuchung des Gangbildes des amputierten Hundes, indem unter anderem der Vergleich mit je einer orthopädisch gesunden, quadrupeden Vergleichsgruppe (KIRPENSTEIJN et al. 2000; HOGY et al. 2013; JARVIS et al. 2013) vorgenommen wurde. Dies erlaubt nicht, denselben Hund individuell in seiner Adaption an die tripede Lokomotion zu untersuchen und interindividuelle Schwankungen in die Evaluierung des Gangbildes miteinzubeziehen (JEVENS et al. 1993; MCLAUGHLIN 2001). Neben der kinetischen Betrachtung der vertikalen sowie kraniokaudalen Kraft bei Vorder- und Hintergliedmaßen amputierter Hunde erfolgte auch eine kinematische Untersuchung der Veränderungen des Gangbildes (HOGY et al. 2013; JARVIS et al. 2013). Übereinstimmend wurde in den vorangegangenen Studien über Auswirkungen der Amputation einer Hintergliedmaße bei Hunden mit amputierter Hintergliedmaße auf kinetischer Ebene eine Umverteilung der Körperlast in die kraniale Richtung mit deutlich vermehrter Körpergewichtsaufnahme der verbliebenen Hintergliedmaße von ca. 26% festgestellt (KIRPENSTEIJN et al. 2000, HOGY et al. 2013). Die weiteren kinetischen Ergebnisse wiesen keine Übereinstimmungen auf, was auf die Tatsache zurückzuführen ist, dass die caninen Patienten der ersten Studie sich im Schritt fortbewegten, die der zweiten hingegen im Trab. In einer weiteren Studie wurden Amputationspatienten prä- und im Verlauf post-op kinetisch und kinematisch untersucht (GALINDO-ZAMORA 2012). Hierbei konnten jedoch keine signifikanten kinetischen Veränderungen zwischen dem vierbeinigen und dem dreibeinigen Gang festgestellt werden, da bei einer Vielzahl der Patienten eine hochgradige Lahmheit in der betroffenen Gliedmaße prä op vorlag. Jedoch zeigte sich, dass die ermittelte Verteilung des Körpergewichts im tripeden Zustand der der vorherigen Studien entspricht. Die Probanden der Studie von Galindo-Zamora und Kollegen waren von unterschiedlichster Größe, was die einheitliche Betrachtung erschwerte. Die geringe Anzahl von Studien sowie die divergierenden, teils gegensätzlichen Ergebnisse vorausgegangener Studien machen es notwendig, dass der

Einleitung und Literaturüberblick

dreibeinige Gang von Hunden genauer evaluiert wird, um eine breitere Datengrundlage zu schaffen. Elektromyographische Untersuchungen von Gliedmaßen- und Rückenmuskeln fanden beim trabenden Hund bisher entweder im gesunden Zustand (NOMURA et al. 1966; TOKURIKI 1973; GOSLOW et al. 1981; RITTER et al. 2001; CARRIER et al. 2006; CARRIER et al. 2008; SCHILLING et al. 2009; SCHILLING und CARRIER 2009; SCHILLING und CARRIER 2010; DEBAN et al. 2012) oder aber im lahmen (HERZOG und LONGINO 2007; ZANEB et al. 2009; BOCKSTAHLER et al. 2012; FISCHER et al. 2013) statt, Messung der Veränderungen von Muskelrekrutierung bei Gliedmaßen amputierten Hunden sind nicht bekannt. Zur Erfassung der elektromyographischen Daten wurde bisher häufig die invasive Methode der Nadelelektromyographie in der Veterinärmedizin angewendet, wohingegen die OEMG in der Humanmedizin Einzug in die routinemäßige Untersuchung erhalten hat (SUTHERLAND 2001). Bisherige OEMG-Studien in der Veterinärmedizin haben sich vordergründig mit der Untersuchung von gesunden (BOCKSTAHLER et al. 2009; LAUER et al. 2009) sowie von lahmen Hunden (BOCKSTAHLER et al. 2012; FISCHER et al. 2013) beschäftigt. Bei der letztgenannten Studie wurde bei der Untersuchung des M. vastus lateralis bei lahmen Hunden eine höhere Muskelaktivität der gesunden Gliedmaße beobachtet, bei Ersterer eine Abnahme der Muskelintensität in der weniger stark von Hüftosteoarthrose betroffenen Gliedmaße. Die Rolle der Rückenmuskulatur bei lahmen Tieren wurde bisher lediglich in einer Studie über Hunde mit induzierter Hinterbeinlahmheit mittels OEMG untersucht (FISCHER et al. 2013). Zusammenfassend lässt sich sagen, dass bisher keine Amputationsstudie bei Hunden durchgeführt wurde, die simultan kinetische Daten sowie elektromyographische Daten von Gliedmaßen- und Rückenmuskulatur an derselben Hundepopulation erhoben hat. Hier gilt es, das Wissen über die ganzheitliche biomechanische Kompensation bei Verlust einer Hintergliedmaße zu verstehen, um eventuelle klinische Folgen für den caninen Patienten abzusehen. Ziel der vorliegenden Studie war daher, die Einschränkungen vorheriger Studien zu vermeiden und eine ganganalytische Untersuchung derselben Hunde vor und nach der Simulation einer Amputation durchzuführen. Hierbei sollten insbesondere kinetische, metrische und elektromyographische Veränderungen betrachtet werden. Es handelte sich bei dem Untersuchungsgut um klinisch und orthopädisch gesunde Hunde, bei denen eine

Einleitung und Literaturüberblick

Amputation experimentell nachgestellt wurde, um Daten über den Kompensations- mechanismus bei Verlust einer Hintergliedmaße im quadrupeden sowie im tripeden Gang bei ein und demselben Hund zu erhalten. Die Betrachtung der ganzkörperlichen Adaption stand hier im Vordergrund. Auf kinetischer Ebene fanden Veränderungen in den Bodenreaktionskräften der vertikalen sowie der kraniokaudalen Kraft sowie die Anpassungen der Körpergewichtsverteilung im dreibeinigen Gang besondere Beachtung. Hieraus leiteten sich Hypothesen über die möglichen Kompensationsmechanismen eines Hundes im tripeden Gang ab. Im Bereich der Bodenreaktionskräfte lauteten diese: 1) Durch den Verlust einer Hintergliedmaße ist es notwendig, die 20% Körperlast umzuverteilen. Erwartet wird hier eine Verschiebung der Körperlast in Richtung kontralaterales Hinterbein sowie auch eine Beteiligung bei der Lastaufnahme durch die Vordergliedmaßen. 2) Auf kinetischer Ebene ist als hauptverantwortliche Gliedmaße vor allem die verbleibende Hintergliedmaße zu erwarten. Abgeleitet aus vorausgegangen Lahmheits- und Amputations- studien ist aber auch mit einer verstärkten Beteiligung der Vordergliedmaßen zu rechnen. 3) Bei Betrachtung des Gangbildes der Hunde ist ein simultanes Auffußen der diagonalen Beinpaare sowohl im quadrupeden als auch im tripeden Zustand zu beobachten. Es stellt sich die Frage nach der Adaption dieser Beinpaare an den tripeden Zustand und nach der Beteiligung der entsprechenden Gliedmaßen innerhalb des betroffenen sowie des nichtbetroffenen Beinpaares. Dabei wird angenommen, dass sowohl das betroffene Beinpaar mit seiner verbleibenden Vordergliedmaße (Fc) als auch das nichtbetroffene Beinpaar (ipsilaterale Vordergliedmaße - Fi und kontralaterale Hintergliedmaße - Hc) in den Kompensationsmechanismus miteingebunden sind. 4) Veränderungen in den Bodenkontaktzeiten sind zu erwarten.

Daneben galt es für den zweiten Teil dieser Arbeit, Adaptionsmöglichkeiten im Rahmen der Muskelrekrutierung des M. triceps brachii, des M. vastus lateralis und des M. longissimus dorsi herauszufiltern, um folgende Hypothesen bearbeiten zu können: 1) Entsprechend vorangegangener Lahmheitsstudien wird eine verstärkte Aktivität des M. vastus lateralis der verbleibenden Hintergliedmaße erwartet; nicht zuletzt durch die wahrscheinlich höhere Lastaufnahme.

Einleitung und Literaturüberblick

2) Entsprechend der Annahme bei den kinetischen Daten über eine Beteiligung der Vordergliedmaßen wird auch von Veränderungen beim M. triceps brachii der Vordergliedmaßen ausgegangen. 3) Um den Körper des Hundes auch im tripeden Gang möglichst achsenstabil zu halten und um die fehlende Unterstützung durch die „amputierte“ Gliedmaße auszugleichen, ist eine Beteiligung des M. longissimus dorsi notwendig. Hier wird eine zentrale Rolle in der muskulären Adaption erwartet. 4) Auch auf muskulärer Ebene wird die Adaption an die tripede Lokomotion wie auf kinetischer Ebene durch beide diagonale Beinpaare vollbracht.

Um das Simulationsmodell als geeignet zu validieren, fand ein Vergleich mit vorliegenden ganganalytischen Daten aus Patientenuntersuchungen von amputierten Hunden statt. Da in vorherigen Amputationsstudien die Untersuchung der Muskelaktivität keine genauere Betrachtung fand, ist sie nun in dieser Studie von essentieller Bedeutung. Mit der Untersuchung von zwei Gliedmaßenmuskeln, dem M. triceps brachii der Vordergliedmaße und dem M. vastus lateralis, liegt der Fokus auf der Untersuchung von Muskeln, die ihre Aktivierungsphase während der Stemmphase der jeweiligen Gliedmaße zeigen (GOSLOW et al. 1981). Als Rückenmuskel wurde der M. longissimus dorsi näher betrachtet, der seine Funktion in der Stabilisierung des Rumpfes in sagittaler Ebene sowie in der Verhinderung zu starker seitlicher Auslenkung während der Fortbewegung findet (SCHILLING und CARRIER 2010). Hierfür wurden die Hunde ganganalytisch auf einem instrumentierten Laufband nach einer entsprechenden Gewöhnungsphase untersucht; metrische, kinetische und elektromyographische Daten wurden simultan erfasst. Zur Simulation der Hinterbeinamputation wurde den Hunden jeweils die rechte Hintergliedmaße mittels einer elastischen Mullbinde hochgebunden, so dass es dem Hund nicht mehr möglich war, seine Gliedmaße innerhalb des Verbands zu bewegen. Um eine Gewöhnung an den dreibeinigen Gang und somit auch eine endgültig veränderte Umverteilung der Körperlast zu erreichen, wurden die Hunde zunächst auf dem Boden, dann auf dem Laufband so lange trainiert, bis jeder Hund sich sicher und kontinuierlich bei seiner individuellen Geschwindigkeit im tripeden Gang bewegte. Hierfür war es wichtig, die Spannweite der Geschwindigkeit so

Einleitung und Literaturüberblick

gering (≤0,3 m/s) zu halten, dass jeder Hund im quadrupeden Zustand einen lockeren Trab vollführte, sich jedoch keine Auswirkungen auf die Bodenreaktionskräfte bzw. die Bodenkontaktzeiten zeigten. Die entsprechenden Ergebnisse werden in zwei separaten Studien dargestellt und diskutiert. Die erste Studie befasst sich mit den Veränderungen der zeitlichen Gangparameter sowie den Ergebnissen der kinetischen Untersuchungen. Diese werden in Bezug zu den Resultaten aus bisherigen Amputationsstudien gesetzt und es wird diskutiert, inwiefern sich das Amputationsmodell dieser Studie als Modell für die tripede Lokomotion eignet. Ein besonderes Augenmerk liegt hier auf der Veränderung der Belastungssituation für den Hund und auf der Untersuchung der für die Kompensation hauptverantwortlichen Gliedmaßen. Die zweite Studie beschäftigt sich mit der elektromyographischen Untersuchung von Veränderungen der Muskelrekrutierung in den beiden Gliedmaßenmuskeln sowie dem Rückenmuskel und vergleicht diese zunächst mit Ergebnissen und vorliegenden Rekrutierungsmustern aus intramuskulären Studien. Anschließend werden die erhaltenen Daten zunächst in Bezug zu den vorliegenden kinetischen Daten wie auch zu den kinematischen Ergebnissen aus der Partnerstudie (GOLDNER et al. subm.) gesetzt, um abschließend mit elektromyographischen Daten lahmender Hunde diskutiert zu werden.

Material und Methoden

2. Material und Methoden

2.1. Hunde

Im Rahmen dieser Arbeit wurden insgesamt 10 klinisch und orthopädisch gesunde Beagle (7 männlich und 3 weiblich) der Klinik für Kleintiere der Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover untersucht. Sie wiesen ein durchschnittliches Alter von 4 ± 1 Jahren und ein Gewicht von 14,9 ± 0,8 kg auf. Vor der Aufzeichnung der Daten wurden die Hunde allgemein und orthopädisch untersucht. Um einen dreibeinigen Gang zu simulieren, wurde mittels einer elastischen Mullbinde jeweils das rechte Hinterbein der Beagle hochgebunden. Dies erfolgte in einer Art und Weise, dass das hochgebundene Bein zum Einen nicht mit der Bewegung des Hundes interferierte und zum Anderen, dass der Hund innerhalb des Verbandes keine Bewegungsmöglichkeit hatte. Über einen Zeitraum von 12 bis 20 Wochen wurden die Hunde zunächst auf dem Boden, dann auf dem Laufband jeweils für eine halbe Stunde zwei- bis dreimal Mal pro Woche trainiert. Der Trainingszeitraum variierte nach Vermögen der tripeden Lokomotion des jeweiligen Hundes. Alle Untersuchungen wurden in Übereinstimmung mit dem Deutschen Tierschutzgesetz durchgeführt und durch das Niedersächsische Landesamt für Verbraucherschutz und Lebensmittelsicherheit (LAVES) geprüft und genehmigt (Nr. 12/0717).

2.2. Datenaufzeichnung

Nach Abschluss des Trainings erfolgte eine simultane Aufzeichnung von metrischen, kinetischen und elektromyographischen Daten zunächst im vierbeinigen und dann im dreibeinigen Zustand im direkten Anschluss. Die Hunde bewegten sich mit einer konstanten Geschwindigkeit von 1,3 - 1,5 m/s auf dem Laufband fort. Dies richtete sich nach der jeweils individuell präferierten Geschwindigkeit im dreibeinigen Zustand und stellte quadruped einen Trab dar.

2.2.1.Kinetische Messungen Zur Aufzeichnung der kinetischen Daten wurden die Hunde auf einem motorisierten Laufband mit vier separaten Bändern mit darunter integrierten Kraftmessplatten (Model 4060- 08, Bertec Corporation, Columbus, Ohio, USA) geführt. Einzeln aufgezeichnet und analysiert

Material und Methoden

wurden die drei orthogonalen Komponenten der Bodenreaktionskräfte (Aufzeichnungsrate 1000 Hz) – vertikale Kraft (Fz) und kraniokaudale Kraft (Fy). Die vertikalen Kräfte wurden zur Berechnung des Symmetrieindex und damit der Sicherstellung der Freiheit von Lahmheit herangezogen sowie zur Evaluierung der Körpergewichtsverteilung. Um auszuschließen, dass der Lauf durch Zug auf der Leine verfälscht wird, wurden die Hunde mit einer Leine mit integriertem Kraftsensor geführt.

2.2.2.Elektromyographische Messungen Für die Erhebung der elektromyographischen Daten wurden mit Ag-AgCl-Gel beschichtete Oberflächenelektroden (H93SG, Arbo, Kendall, Covidien, Mansfield, USA) paarweise auf die vorher gründlich rasierten und entfetteten Hautareale über den abzuleitenden Muskeln geklebt (genaue Beschreibung siehe Studie II). Untersucht wurden der M. triceps brachii beider Vordergliedmaßen, der M. longissimus dorsi beidseitig in der Lumbalregion sowie der M. vastus lateralis der linken Hintergliedmaße. Die Elektroden wurden mit je einem kabellosen Transmitter (Zero wire EMG, Aurion, Milano, Italy) verbunden, der mit Hilfe von Tapeband und Haarklammern an dem Hund fixiert wurde. Die Elektroden wurden stets von demselben Untersucher (AF) in einem Abstand von 2,5 cm angebracht, um Variationen zwischen den einzelnen Messungen zu vermeiden.

2.3. Datenanalyse

Sowohl für die kinetischen als auch die elektromyographischen Daten wurden 10 aufeinanderfolgende Schritte im vierbeinigen sowie im dreibeinigen Gang ausgewertet. Die Bodenreaktionskräfte und die elektromyographischen Daten wurden zunächst im Vicon Nexus (Vicon Motion Systems Ltd, Oxford, UK) aufgezeichnet und durch Zeitnormierung vorbereitet. Anschließend wurden sie in Microsoft Excel (Excel, Microsoft Corp, Redmond, Wash, USA) analysiert. Die weitere Datenaufbereitung sowie die statistische Analyse werden in Fuchs et al. subm. beschrieben (Studie I und II).

Studie I

3. Studie I

Die folgende Studie wurde am 22.10.2013 bei The Veterinary Journal eingereicht. Akzeptiert am 06.05.2014. Manuskript Nummer: YTVJL-D-13-01032R3

Ground reaction force adaptations to tripedal locomotion in dogs

A. Fuchsa, B. Goldnera, I. Noltea, N. Schillingb,* a University of Veterinary Medicine Hannover, Foundation, Small Animal Clinic, Hannover, Germany b Friedrich-Schiller-University, Institute of Systematic Zoology and Evolutionary Biology, Jena, Germany

*Corresponding author

Studie I

3.1. Abstract

To gain insight into the adaptive mechanisms to tripedal locomotion and increase understanding of the biomechanical consequences of limb amputation, this study investigated kinetic and temporal gait parameters in dogs before and after the loss of a hindlimb was simulated. Nine clinically sound Beagle dogs trotted on an instrumented treadmill and the ground reaction forces as well as the footfall patterns were compared between quadrupedal and tripedal locomotion.

Stride and stance durations decreased significantly in all limbs when the dogs ambulated tripedally, while relative stance duration increased. Both vertical and craniocaudal forces were significantly different in the remaining hindlimb. In the forelimbs, propulsive force increased in the contralateral and decreased in the ipsilateral limb, while the vertical forces were unchanged (except for mean force in the contralateral limb). Bodyweight was shifted to the contralateral and cranial body side so that each limb bore ~33% of the dog’s bodyweight. The observed changes in the craniocaudal forces and the vertical impulse ratio between the fore- and hindlimbs suggest that a nose-up pitching moment occurs during the affected limb pair’s functional step. To regain pitch balance for a given stride cycle, a nose-down pitching moment is exerted when the intact limb pair supports the body. These kinetic changes indicate a compensatory mechanism in which the unaffected diagonal limb pair is involved. Therefore, the intact support pair of limbs should be monitored closely in canine hindlimb amputees.

Keywords: Canine; Gait analysis; Amputation; Load distribution; Tripedal gait.

Studie I

3.2. Introduction

Limb amputation is a controversial topic among both pet owners and veterinarians. Although several studies have shown that pet owners were very satisfied with the outcome after amputation (Withrow and Hirsch, 1979; Carberry and Harvey, 1987; Kirpensteijn et al., 1999), when confronted with the decision, owners often react reluctantly and are concerned about the animal’s quality of life. Emotional, social and financial aspects as well as concerns that the dog will not adapt to the tripedal situation are among the prevalent issues raised (Withrow and Hirsch, 1979; Carberry and Harvey, 1987; Kirpensteijn et al., 1999).

To facilitate an informed and evidence-based decision for owners and veterinarians and to gain insight into potential sequelae in canine amputees, it is necessary to understand the biomechanical adaptations to tripedal locomotion and its consequences for the musculoskeletal system. Only few studies have performed gait analyses in amputees to discern gait adaptations. Kirpensteijn et al. (2000) compared various kinetic and temporal parameters from amputees with data from a control group. Several kinetic and kinematic differences between amputee and control dogs have also been reported in two recent studies (Hogy et al., 2013; Jarvis et al., 2013). While the dogs walked in the earlier study (Kirpensteijn et al., 2000), they trotted along a walkway in the two later studies, which may, at least in part, explain some of the differences observed.

All three studies compared data between patients and control dogs that were more or less matched regarding body size, age and/or physical condition. Only one study so far has allowed for the direct comparison of kinetic data before and after amputation in the same individual (Galindo-Zamora, 2012). In this longitudinal study, however, no significant kinetic changes were observed, most likely because the dogs were severely lame before surgery.

To further our understanding of the biomechanical adaptations to tripedal locomotion in dogs and circumvent some of the caveats by directly comparing data from the same individuals under the same experimental conditions, we collected kinetic and temporal gait data from nine healthy dogs before and after the loss of a hindlimb was simulated (i.e. the leg was tied up to the body). Because hindlimbs act like levers and exert net-propulsive forces during

Studie I

locomotion (Gray, 1968; Budsberg et al., 1987; Lee et al., 1999), the loss of a hindlimb represents first and foremost a loss of propulsive force. Additionally, the vertical impulse of the affected diagonal limb pair of a trotting quadruped shifts to the forelimb due to the lack of the hindlimb’s vertical force. Without a compensatory mechanism for balance, any step involving a net fore-aft acceleration and/or a fore- vs. hindlimb shift of the vertical impulse also involves a moment exerted about the pitch axis of the body and thus a net rotation about the body’s transverse axis (Gray, 1968; Lee et al., 1999).

The goals of this study were: (1) to improve our knowledge about the kinetic and temporal gait adaptions to tripedal locomotion in dogs; (2) to compare our results with previously published data from amputees, and (3) to investigate how dogs maintain pitch stability when locomoting tripedally.

3.3. Materials and Methods

3.3.1.Animals Nine clinically sound Beagle dogs participated in this study. The six male and three female dogs had a bodyweight (BW) of 15.0 ± 0.8 kg (mean ± SD) and were 4.4 ± 1.4 years old. All dogs were owned by the Small Animal Clinic of the University of Veterinary Medicine Hannover (Germany) and underwent a standard orthopaedic examination before data collection. All experiments were in strict accordance with the German Animal Welfare Regulations and approved by the Ethics Committee of the State of Lower Saxony (protocol No 12/0717).

3.3.2.Data collection Data from quadrupedal and tripedal locomotion were collected in the same session for each dog. Prior to data collection, the dogs were habituated to locomoting quadrupedally on the instrumented four-belt treadmill (Model 4060-08, Bertec). The treadmill was equipped with force plates underneath each belt to obtain single limb ground reaction forces (GRF) (Fig. 1A).

Studie I

Tripedal data were acquired by simulating amputation of the right hindlimb (referred to as the ipsilateral hindlimb). To do this, the leg was tied up to the body using a modified Ehmer sling (Fig. 1B). To familiarize the dogs to wearing the sling, each dog was trained to locomote tripedally on the laboratory floor first before it was introduced to ambulating on the treadmill. Depending on the individual’s performance, the dogs underwent training sessions of 30 min two to three times a week for 12 to 20 weeks. On average, the dogs had 19 sessions for the tripedal condition, of which only the first three included tripedal training on the laboratory floor exclusively. Data collection started when the dog was fully adept at locomoting tripedally on the treadmill: i.e. when it showed a fluent and regular motion pattern without any tripping or skipping and the same regular GRF patterns were observed throughout the whole session.

Preferred locomotor speed varied slightly among dogs and ranged between 1.3 and 1.5 m/s. Each dog’s preferred speed was determined during the habituation period and represented the speed at which the dog, particularly tripedally, matched the treadmill speed effortlessly. For each dog, however, locomotor speed was the same during tripedal and quadrupedal trials. We refer to the dogs’ gait as a trot based on its mechanics (i.e. using spring-mass vs. inverted pendulum mechanics) (Cavagna et al., 1977). According to its footfalls, this gait represents a ‘running walk’ with short temporal overlaps of the ground contacts of the forelimbs (Hildebrand, 1966) (Fig. 2).

All GRF data were collected using Vicon Nexus (Vicon Motion Systems; force threshold: 13 N; sampling rate: 1,000 Hz). For each dog, at least five quadrupedal (control) trials were recorded. Each trial lasted up to 30 s and covered between 60 and 69 stride cycles. After a break of at least 15 min, the Ehmer sling was applied using gauze and bandage. The dogs were then allowed to run on the floor to verify that the sling was appropriate in tightness (e.g. preventing leg motions inside the bandage) and to ensure that dogs showed no signs of discomfort. After a few seconds of ambulating on the treadmill, at least five trials were recorded for the tripedal condition. Tripedal trials also lasted up to 30 s and covered between 66 and 78 strides. Of the recorded data, 10 consecutive valid strides of one of the trials recorded per dog and condition were selected for further analysis. A stride was considered

Studie I

valid if the dog ran at steady state (i.e. mean fore-aft acceleration of the body is 0) and single limb GRF were collected (i.e. strides without overstepping).

To verify that the dogs ambulated unrestrained and at steady state, all dogs were handled by the same experimenter (AF) and led by a customized leash equipped with a force transducer (KMM30-200N Z/D, signal amplifier IA 2, DMS 24 V, 0-10 V; Inelta Sensors Systems). The force transducer signal was recorded synchronously with the GRF using Vicon Nexus. Only trials with a leash force of less than 0.2 N were included in the data analysis.

3.3.3.Data analysis Two of the three orthogonal components of the GRF were analyzed (i.e. Fz-vertical force; Fy- craniocaudal, fore-aft or braking and propulsive force). For this, first touch-down and lift-off events of all limbs were marked manually in Vicon Nexus using the vertical force traces. Then, the data were time normalized to 100% of the stance duration of the respective limb and exported to Microsoft Excel 2003. All force data were normalized to the dog’s BW.

For the vertical force, peak (maximum, PFz) and mean (MFz) force as well as impulse (IFz) were determined. Additionally, the time to peak vertical force (TPFz) relative to the stance duration was evaluated. Load distribution was calculated using the following equation (Steiss et al., 1982):

(1) %BW (borne by the limb) = Fz of the limb/total Fz of all limbs *100

To verify that the dogs were free of lameness during control trials, symmetry indices were calculated for the fore- and the hindlimbs, respectively, based on the following equation (Herzog et al., 1989):

(2) SI = 100* (Fzipsi – Fzcontra)/(0.5 *(Fzipsi + Fzcontra))

Studie I

Here, Fz represents the vertical force of the ipsilateral (ipsi) and the contralateral (contra) limb, respectively. Symmetry indices < 6% are considered physiological (Budsberg et al., 1993).

The craniocaudal force was divided into braking (Fy-) and propulsive components (Fy+). For both, peak and mean force as well as impulse and the time to peak force were determined. To test whether the time at which the dogs started to exert propulsive force differed between quadrupedal and tripedal trials, the onset of the propulsive force was determined (OnFy+). For the hindlimbs, we determined the beginning of the main propulsion that is associated with the last two-thirds of the stance phase.

To evaluate the temporal gait changes, the footfall patterns relative to the stride cycle of the left forelimb (i.e. the forelimb contralateral to the hindlimb for which the loss was simulated) were evaluated. Additionally, stride and stance durations (Ts and Tst in s) as well as relative stance durations (i.e. duration of the stance phase relative to the stride cycle in %; duty factor, D (Hildebrand, 1966) were determined.

3.3.4.Statistical analysis All data were processed in Excel 2003 and analyzed with Graph Pad Prism v4. To test for normal distribution, the Kolmogorov-Smirnov test was used. Although the data were normally distributed, the more conservative Wilcoxon-signed rank test for paired observations and accounting for the comparison-wise error rate was performed to detect significant differences between the quadrupedal and tripedal conditions because of the small number of animals. Differences were considered significant at P < 0.05. Note that in the following, the quadrupedal values represent the reference (i.e. control) values to which the tripedal gait data are compared.

3.4. Results

3.4.1.Temporal gait parameters In comparison to the quadrupedal condition, stride duration decreased significantly in the tripedal condition, while relative stance duration increased in all limbs (Table 1, Fig 2).

Studie I

Changes in stance duration were non-significant aside from a minor change in the ipsilateral forelimb. The greatest increase in relative stance duration occurred in the hindlimb contralateral to the one whose loss was simulated. The increase in relative stance duration in the contralateral forelimb was due to a significantly later lift-off (43.0 ± 1.7% vs. 46.0 ± 3.3%). Relative to the stride cycle of the contralateral forelimb, both touch-down (51.2 ± 1.5% vs. 53.7 ± 1.7%) and lift-off events (5.1 ± 3.6 vs. 10.7 ± 3.3%) were significantly delayed in the ipsilateral forelimb (Fig. 2).

3.4.2.Vertical force When the dogs trotted quadrupedally, the vertical forces of the two forelimbs and the two hindlimbs, respectively, were comparable (Table 2). Therefore, the symmetry indices were small and ranged on average between ± 0.3 and ± 2.4 for all limbs (Table 3). When the dogs ambulated tripedally, all vertical force parameters increased significantly in the contralateral hindlimb. In the forelimbs, no significant changes were observed except an increase in mean vertical force in the contralateral forelimb (Fig. 3).

During quadrupedal locomotion, vertical force parameters were greater in the forelimbs than the hindlimbs (Table 2). Accordingly, forelimb loading was higher than that of the hindlimbs (BW(P): 60% vs. 40% BW). In contrast, load distribution was strikingly similar among all limbs during tripedal locomotion. Despite some inter-individual differences (Table 4, Fig. 4), the forelimbs and the remaining hindlimb supported on average 33% BW (Table 2). Peak vertical force was observed shortly before mid-stance in the ipsilateral forelimb during quadrupedal trials but occurred significantly earlier during the tripedal trials. In contrast, no significant difference was observed for the loading rate in the contralateral fore- and hindlimb (Fig. 3).

3.4.3.Craniocaudal force Peak braking force increased significantly in the ipsilateral forelimb (Table 2, Fig. 3). Time to peak braking force was significantly shorter in both forelimbs. Peak and mean propulsive force increased significantly in the contralateral forelimb, whereas all propulsive force parameters decreased significantly in the ipsilateral forelimb. Neither the time to peak force

Studie I

nor the timing when the dogs started to exert propulsive forces was different between conditions. In the contralateral hindlimb, all braking parameters increased; all values for the propulsive force were approximately twice as high as during quadrupedal trotting. Neither the onset of the propulsive phase nor the time to peak force was different between the quadrupedal and tripedal trials in the contralateral hindlimb.

3.5. Discussion

Before comparing our results with previously published data from canine amputees and interpreting the results of the present study, a few methodological aspects should be considered. In contrast to patients, in which data collection particularly before amputation is often unfeasible and multimorbidity may interfere with identifying cause-effect relationships (Jarvis et al., 2013; Hogy et al., 2013), our approach allowed for the direct comparison of gait parameters during quadrupedal and tripedal locomotion in the same (healthy) individual and under the same experimental conditions. Hence, our approach diminished the dependence on the owners’ and the dogs’ cooperation and provided adequate time to habituate the dogs to the experimental conditions. Furthermore, it reduced the variability of the data due, for example, to differences in age, body size, breed, experimental conditions, locomotor speed or the dog’s pain status and the surgical approach. However, compared to amputees, at least two methodological caveats must be considered when interpreting our results. Firstly, the dogs’ time to adjust to tripedal locomotion was limited to the training sessions in this study, whereas patients must permanently manage with three legs. Secondly, the hindlimb and thus its mass persisted in our model while part of the limb is removed during surgery in patients.

Canine amputees have been reported to be fully adept at tripedal locomotion by 1 to 4 weeks post-surgery (Carberry and Harvey, 1987; Kirpensteijn et al., 1999; Weigel, 2003; Hogy et al., 2013; Jarvis et al., 2013). A smooth walking gait and the final load distribution were observed between the 10th and the 13th day following amputation (Kirpensteijn et al., 1999; Galindo-Zamora, 2012). In contrast, the dogs enrolled in this study were trained to locomote tripedally for 12 to 36 h over a period of 3 to 5 months. Our training period may appear short compared with the reported recovery periods, but a good part of the amputee’s recovery time probably reflects healing and pain management rather than adapting to the tripedal condition.

Studie I

Many patients get up and move around tripedally within 24-36 h after an amputation (V. Galindo-Zamora, personal communication).

Depending on the location of the neoplasia, hindlimb amputations are commonly performed in one of two ways (Schulz, 2009; Weigel, 2003). In the first approach, the coxofemoral joint is disarticulated and the muscles are severed at their origin, the mid-femoral level or the proximal third. In the second approach, an osteotomy is performed between the proximal and the middle third of the femur. The quadriceps, sartorius cranialis and biceps femoris muscles are severed proximal to the patella, while the remaining muscles are transected at the mid- femur level. Because a greater tissue mass is preserved, the kinetic results from this study are generally more comparable with amputees that underwent the second surgical approach. In dogs, only 12-15% of the total muscle mass of the thigh plus shank is located distal to the knee (Myers and Steudel, 1997; Pasi and Carrier, 2003). Because a large proportion of the hindlimb mass is preserved when performing an osteotomy (and because we prevented active or inertial movements of the leg and collected the limb’s mass as proximally as possible) we consider the impact of the residual hindlimb mass in our amputation model to be small although possibly not negligible. However, in support of the model we used, a comprehensive investigation of canine hindlimb amputees reported several gait adaptations that are consistent with our findings (Hogy et al., 2013).

Only a few studies have investigated GRF during tripedal locomotion in dogs. One study evaluated the vertical force changes after a severe, non-weight bearing hindlimb lameness was induced (Rumph et al., 1993). In accordance with our results, a significant increase in the peak vertical force in the contralateral hindlimb was reported. However, in contrast to our results, peak vertical force was significantly decreased in both forelimbs in that lameness study (Rumph et al., 1993).

A comparison of our results with previously published data from patients (Fig. 5) shows greater similarities in the changes of several force and temporal gait parameters in the study in which the dogs also trotted (Hogy et al., 2013) than with when the dogs were walked (Kirpensteijn et al., 2000). Of the gait parameters that can be compared, our findings agree

Studie I

with the previous findings in 21/33 parameters investigated in the former and in 9/24 parameters evaluated in the latter study (Fig. 5). Differences include (for example) the time to peak propulsive force (Hogy et al., 2013) and the time to peak braking force as well as the vertical impulse (Kirpensteijn et al., 2000). In contrast to previous investigations (Kirpensteijn et al., 2000; Hogy et al., 2013), which reported that on average 74% of the BW was supported by the forelimbs and only 26% by the remaining hindlimb, only two of our dogs showed this pattern (Fig. 4; dogs 1 and 6). On average, each limb bore one-third of the BW during tripedal locomotion in our study.

When comparing our results with the ones from amputees, some differences in study design must also be considered and may account for some of the variation observed. In previous studies, the dogs ambulated across a force platform integrated in a runway (Kirpensteijn et al., 2000; Hogy et al., 2013), whereas our dogs ran on an instrumented treadmill. Treadmill vs. overground locomotion and/or variability in substrate properties could alter gait parameters (Buchner et al., 1994; Kapatkin et al., 2007; Böddeker et al., 2010; Drüen et al., 2010; Torres et al., 2013). For example, stance duration may be greater during treadmill than overground locomotion (Elliott and Blanksby, 1976; Barrey et al., 1993). Small kinematic differences were shown to concern the angular limb joint excursions in the horizontal and transverse but not sagittal body planes (Torres et al., 2013). Surprisingly, greater braking forces on the treadmill (but not significantly different propulsive and vertical forces) have been reported for walking dogs (Drüen et al., 2010).

In addition to these potential treadmill vs. overground gait differences, recording data at steady-state locomotion repeatedly and reliably is more difficult during overground locomotion than on a treadmill, particularly when studying patients and when habituation time is constrained (Jevens et al., 1993; Fanchon and Grandjean, 2009). Furthermore, the multimorbidity of the dogs that were enrolled in both the control and amputee groups in the previously published studies (Hogy et al., 2013; Jarvis et al., 2013) most likely introduced variability in the results that hindered the detection of gait differences between quadrupedal and tripedal locomotion. In contrast, the dogs in our study were healthy and their compensatory mechanism was not therefore influenced by other health problems.

Studie I

Maintaining stability during locomotion is a complex motor task because the body’s acceleration changes constantly throughout the gait cycle (Dickinson et al., 2000). For example, the velocity of the centre of body mass (CoM) transitions from a downward to an upward direction during running, while the CoM decelerates and accelerates during the first and the second halves of the stance phase, respectively (Cavagna et al., 1977). To maintain balance, speed and the trajectory of the body, the external work done on the CoM by the limbs during a given stride must be in equilibrium (Gray, 1968). Because the diagonal limbs set down and exert forces in unison during trotting, forces that tend to rotate the body about its pitch, yaw or roll axes can be opposed by the fore- and hindlimb of the supporting pair (Lee et al., 1999). In amputees, however, this opposing force is lost for one support pair and the dog must compensate to maintain balance and a stable, straight and steady state locomotor pattern. Compensatory strategies may include: (1) altering the force exerted by the remaining limb of the support limb pair (i.e. the contralateral forelimb in hindlimb amputees); (2) altering the forces exerted by the unaffected limb pair (e.g. to counterbalance any moment that may have been exerted by the affected pair), or (3) a combination (i.e. altering the forces exerted during each functional step of a given stride).

Our results indicate a significant increase in the vertical impulse of the contralateral hindlimb but no significant changes in the vertical impulses of the forelimbs. An unchanged vertical impulse in the contralateral forelimb plus the lack of vertical force exerted by the hindlimb leads to a cranial shift of the vertical impulse, resulting in a nose-up pitching moment (Lee et al., 1999) when the affected limb pair is on the ground. During stance of the unaffected pair, the vertical impulse shifts caudally due to the increased vertical impulse of the contralateral hindlimb with no change in the ipsilateral forelimb. This redistribution of the vertical impulse exerts a nose-down moment when the unaffected support pair is in stance.

Secondly, our results indicate a significantly decreased propulsive impulse in the ipsilateral forelimb but no change of the craniocaudal impulse in the contralateral forelimb. In the remaining hindlimb, the braking and (to a much greater degree) the propulsive impulses were significantly increased. Associated with the lack of force from the missing hindlimb and no changes in the contralateral forelimb’s fore-aft impulse is a net-braking force (i.e.

Studie I

deceleration) during the affected limb pair’s step. This results in a nose-down pitching moment of the body. Conversely, the net-propulsive force exerted by the unaffected limb pair (i.e. acceleration) due to the increased propulsive impulse from the hindlimb causes a nose-up pitching moment.

Taken together, the moments about the pitch axis of the body exerted by the vertical and the craniocaudal forces are opposing during a given functional step and therefore partially balance each other out. However, given the much greater magnitude of the vertical force, a pitching moment must remain associated with the vertical impulse redistribution. Therefore, we propose that tripedal dogs experience a nose-up pitching moment when the remaining forelimb is supporting the body and counterbalance this moment by exerting a nose-down moment when the unaffected support pair is on the ground. Thus, tripedal dogs appear to use primarily the second of the proposed mechanisms to maintain pitch balance for a given stride cycle; they counterbalance the net angular acceleration that their body experiences during the functional step of the affected limb pair by exerting an opposing moment during the functional step of the unaffected limb pair.

3.6. Conclusion

The loss of a hindlimb in healthy dogs running on a treadmill is primarily compensated by alterations in the forces exerted by the contralateral hind and the ipsilateral forelimb. Such changes in the external forces lead to changes in the internal forces and moments acting in the limb joints, which in turn could result in orthopaedic problems. Therefore, the intact support pair of limbs should also be particularly closely monitored in amputees.

3.7. Conflict of interest statement

None of the authors has any financial or personal relationships that could inappropriately influence or bias the content of the paper.

Studie I

3.8. Acknowledgements

The authors wish to thank to thank J. Abdelhadi, A. Anders, S. Fischer, V. Galindo-Zamora, D. Helmsmüller for their assistance in data collection and many stimulating discussion. This study was supported by a scholarship (to AF) by Modul Graduiertenkolleg Medizintechnik des SFB 599 funded by the German Research Foundation (DFG) and the Hannoversche Gesellschaft zur Förderung der Kleintiermedizin e.V. (HGFK). Further financial support was provided by the Berufsgenossenschaft Nahrungsmittel und Gastgewerbe, Erfurt (to NS). This study represents a portion of the Doctoral thesis by the first author as partial fulfilment of the requirement for a Dr. med. vet. degree.

3.9. References

Barrey, E., Galloux, P., Valette, J.P., Auvinet, B., Wolter, R., 1993. Stride characteristics of overground versus treadmill locomotion. Acta Anatomica 146, 90-94. Böddeker, J., Drüen, S., Nolte, I., Wefstaedt, P., 2010. Vergleichende Bewegungsanalyse der caninen Hintergliedmaße beim Gang auf Kraftmessplatte und Laufband. Berliner und Münchener Tierärztliche Wochenschrift 123, 431-439. Buchner, H.H.F., Savelberg, H.H., Schamhardt, H.C., Merkens, H.W., Barneveld, A., 1994. Kinematics of treadmill versus overground locomotion in horses. Veterinary Quarterly Supplement 16, 87-90. Budsberg, S.C., Jevens, D.J., Brown, J., Foutz, T.L., DeCamp, C.E., Reece, L., 1993. Evaluation of limb symmetry indices, using ground reaction forces in healthy dogs. American Journal of Veterinary Research 54, 1569-1574. Budsberg, S.C., Verstraete, M.C., Soutas-Little, R.W., 1987. Force plate analysis of the walking gait in healthy dogs. American Journal of Veterinary Research 48, 915-918. Carberry, C.A., Harvey, H.J., 1987. Owner satisfaction with limb amputation in dogs and cats. Journal of the American Animal Hospital Association 23, 227-232. Cavagna, G.A., Heglund, N.C., Taylor, C.R., 1977. Mechanical work in terrestrial locomotion: two basic mechanisms for minimizing energy expenditure. American Journal of Physiology 233, R243-R261. Dickinson, M.H., Farley, C.T., Full, R.J., Koehl, M.A.R., Kram, R., Lehmann, S., 2000. How animals move: an integrative view. Science 288, 100-106.

Studie I

Drüen, S., Böddeker, J., Nolte, I., Wefstaedt, P., 2010. Bodenreaktionskräfte der caninen Hintergliedmaße: Gibt es Unterschiede beim Gang auf Laufband und Kraftmessplatte ? Berliner und Münchener Tierärztliche Wochenschrift 123, 339-345. Elliott, B.C., Blanksby, B.A., 1976. A cinematographic analysis of overground and treadmill running by males and females. Medicine and Science in Sports 8, 84-87. Fanchon, L., Grandjean, D., 2009. Habituation of healthy dogs to treadmill trotting: repeatability assessment of vertical ground reaction force. Research in Veterinary Science 87, 135-139. Galindo-Zamora, V., 2012. Selected clinical studies on canine joint function and morphology using computerized gait analysis and diagnostic imaging. Ph.D. Thesis, Small Animal Clinic, University of Veterinay Medicine Hannover, Foundation. Gray, J., 1968. Animal locomotion. Norton, New York, 1-479. Herzog, W., Nigg, B.M., Read, L.J., Olsson, E., 1989. Asymmetries in ground reaction force patterns in normal human gait. Med Sci Sports Exerc 21, 110-114. Hildebrand, M., 1966. Analysis of the symmetrical gaits of tetrapods. Folia Biotheoretica 6, 9-22. Hogy, S.M., Worley, D.R., Jarvis, J.C., Hill, A.E., Reiser II, R.F., Haussler, K.K., 2013. Kinematic and kinetic analysis of dogs during trotting after amputation of a pelvic limb. American Journal of Veterinary Research 74, 1164-1171. Jarvis, S.L., Worley, D.R., Hogy, S.M., Hill, A.E., Haussler, K.K., Reiser II, R.F., 2013. Kinematic and kinetic analysis of dogs during trotting after amputation of a thoracic limb. American Journal of Veterinary Research 74, 1155-1163. Jevens, D.J., Hauptman, J.G., DeCamp, C.E., Budsberg, S.C., Soutas-Little, R.W., 1993. Contributions to variance in force-plate analysis of gait in dogs. American Journal of Veterinary Research 54, 612-615. Kapatkin, A.S., Arbittier, G., Kass, P.H., Gilley, R.S., Smith, G.K., 2007. Kinetic gait analysis of healthy dogs on two different surfaces. Veterinary Surgery 36, 605-608. Kirpensteijn, J., van den Bos, R., Endenburg, N., 1999. Adaptation of dogs to the amputation of a limb and their owners' satisfaction with the procedure. Veterinary Record 144, 115- 118.

Studie I

Kirpensteijn, J., van den Bos, R., van den Brom, W.E., Hazewinkel, H.A.W., 2000. Ground reaction force analysis of large breed dogs when walking after the amputation of a limb. Veterinary Record 146, 155-159. Lee, D.V., Bertram, J.E., Todhunter, R.J., 1999. Acceleration and balance in trotting dogs. Journal of Experimental Biology 202, 3565-3573. Myers, M.J., Steudel, K., 1997. Morphological conservation of limb natural pendular period in the domestic dog (Canis familiaris): Implications for locomotor energetics. Journal of Morphology 234, 183-196. Pasi, B.M., Carrier, D.R., 2003. Functional trade-offs in the limb muscles of dogs selected for running vs. fighting. Journal of Evolutionary Biology 16, 324-332. Rumph, P.F., Kincaid, S.A., Baird, D.K., Kammermann, J.R., Visco, D.M., Goetze, L.F., 1993. Vertical ground reaction force distribution during experimentally induced acute synovitis in dogs. American Journal of Veterinary Research 54, 365-369. Schulz, K.S., 2009. Weitere Erkrankungen der Knochen und Gelenke. In: Fossum, T.W. (ed.): Chirurgie der Kleintiere. Elsevier. Steiss, J.E., Yuill, G.T., White, N.A., Bowen, J.M., 1982. Modifications of a force plate system for equine gait analysis. American Journal of Veterinary Research 43, 538-540. Torres, B.T., Moens, N.M.M., Al-Nadaf, S., Reynolds, L., Fu, Y.-C., Budsberg, S., 2013. Comparison of overground and treadmill-based gaits of dogs. American Journal of Veterinary Research 74, 535-541. Weigel, J.P., 2003. Amputations. In: Slatter, D.H. (ed.): Textbook of small animals surgery. Elsevier Saunders, Philadelphia, 2180-2190. Withrow, S.J., Hirsch, V.M., 1979. Owner response to amputation of pet's leg. Veterinary Medicine, Small Animal Clinician 74, 332-334.

Studie I

3.10. Tables and Figures

Table 1: Stride (Ts) and stance (Tst) durations (in seconds) and relative stance duration (D, in %) during quadrupedal and tripedal locomotion for all dogs. The amputation was simulated for the right hindlimb (i.e., ipsilateral hindlimb). *, P < 0.05; **, P < 0.01; n.s., not significant.

Contralateral forelimb Ipsilateral forelimb Quadrupedal Tripedal Quadrupedal Tripedal Ts 0.47±0.03 0.42±0.03 ** 0.47±0.03 0.42±0.03 ** Tst 0.25±0.02 0.24±0.02 n.s. 0.25±0.02 0.24±0.02 * D 54.1±0.03 57.6±0.02 ** 53.4±0.03 57.4±0.03 **

Contralateral hindlimb Ipsilateral hindlimb Quadrupedal Tripedal Quadrupedal Ts 0.47±0.03 0.42±0.03 ** 0.47±0.03 Tst 0.21±0.02 0.21±0.03 n.s. 0.20±0.03 D 44.4±0.04 49.0±0.06 ** 42.8±0.04

Studie I

Table 2: Means ± standard deviation for peak (P), mean (M) and impulse (I) of the vertical (Fz) as well as the braking (Fy-) and propulsive (Fy+) forces normalized to bodyweight (BW) (in % BW). BW distribution is indicated for PFz, MFz and IFz (in %). Onset of propulsive force (OnFy+) and time to peak force (TP) are given relative to stance duration (in %). *, P < 0.05; **, P < 0.01; n.s., not significant.

Contralateral forelimb Ipsilateral forelimb Quadrupedal Tripedal Quadrupedal Tripedal PFz 100.6±8.5 99.2±6.5 n.s. 100.9±8.9 103.0±10.2 n.s. MFz 56.9±3.7 62.5±3.3 ** 56.4±3.4 56.0±6.2 n.s. IFz 14.5±0.9 14.9±1.4 n.s. 14.2±1.3 13.4±1.9 n.s. TPFz 46.1±3.6 42.6±3.0 n.s. 44.8±3.4 36.5±3.2 **

BW(P) 30.0±0.7 33.2±2.4 ** 30.1±1.3 34.4±2.6 ** BW(M) 29.3±0.7 34.6±2.0 ** 29.1±1.2 31.0±3.3 n.s. BW(I) 32.1±1.4 36.3±2.8 ** 31.4±1.2 32.6±3.5 n.s.

PFy- 16.2±1.0 17.8±2.3 n.s. 14.8±2.1 18.7±3.6 * MFy- 8.2±0.7 8.7±1.3 n.s. 7.7±1.0 8.8±1.5 n.s. IFy- 1.2±0.2 1.3±0.3 n.s. 1.1±0.3 1.3±0.5 n.s. TPFy- 30.6±2.6 27.0±2.9 ** 30.3±2.7 26.7±2.3 **

PFy+ 7.2±1.4 10.2±2.4 ** 7.7±1.6 6.2±2.4 ** MFy+ 3.4±0.8 7.9±1.3 ** 3.7±0.9 2.5±0.9 ** IFy+ 0.4±0.1 0.4±0.2 n.s. 0.4±0.1 0.2±0.1 ** TPFy+ 81.6±5.9 82.7±4.2 n.s. 78.5±4.2 79.3±9.2 n.s. OnFy+ 58.2±3.5 57.9±4.8 n.s. 54.4±3.1 57.9±11.7 n.s.

Contralateral hindlimb Ipsilateral hindlimb Quadrupedal Tripedal Quadrupedal PFz 67.4±7.7 98.0±19.0 ** 66.4±7.5 MFz 40.7±3.2 62.2±7.8 ** 40.1±3.0 IFz 8.5±0.7 12.8±1.2 ** 8.0±0.5 TPFz 45.3±4.3 48.1±11.0 n.s. 44.8±7.9

BW(P) 20.1±0.9 32.4±3.6 ** 19.8±1.0 BW(M) 21.0±0.9 34.7±2.8 ** 20.6±0.9 BW(I) 18.8±1.2 31.1±2.6 ** 17.8±0.6

PFy- 4.6±2.0 10.3±6.2 ** 4.7±2.0 MFy- 1.7±0.7 3.7±2.0 ** 1.8±0.8 IFy- 0.1±0.1 0.2±0.2 ** 0.1±0.1 TPFy- 18.2±5.9 15.1±4.8 * 22.4±5.1

Studie I

PFy+ 12.2±1.4 25.1±2.6 ** 10.4±1.5 MFy+ 5.2±0.4 11.0±1.7 ** 4.7±0.7 IFy+ 0.9±0.2 1.9±0.7 ** 0.7±0.3 TPFy+ 65.8±4.2 64.7±4.5 n.s. 69.5±3.3 OnFy+ 33.2±7.1 25.8±8.1 n.s. 28.2±8.9

Studie I

Table 3: Symmetry indices (SI) for peak, mean and impulse of the vertical force (PFz, MFz, IFz, respectively) during quadrupedal and tripedal locomotion. Perfect symmetry is given at SI = 0. Positive values indicate that the respective parameter was greater for the ipsi- than the contralateral side. SI < 6% are considered physiological (Budsberg et al., 1993). Negative values indicate the opposite. *, P < 0.05; **, P < 0.01; n.s., not significant.

Forelimbs Hindlimbs Quadrupedal Tripedal Quadrupedal PFz 0.3±3.3 3.6±10.1 n.s. -1.5±2.7 MFz -1.0±4.1 -11.3±14.2 n.s. -1.5±2.6 IFz -2.3±6.1 -11.7±17.1 n.s. 2.4±6.1

Studie I

Table 4: Mean ± standard deviation of the load distribution (%BW) for each dog based on peak vertical force during quadrupedal and tripedal locomotion. The individual’s number refers to the numbers in Fig. 4. *, P < 0.05; **, P < 0.01; n.s., not significant.

Contralateral forelimb Ipsilateral forelimb Quadrupedal Tripedal Quadrupedal Tripedal 1 30.0±0.9 36.9±1.2 ** 30.3±0.8 34.7±1.4 ** 2 29.7±0.4 34.6±1.3 ** 29.9±0.4 31.9±1.4 ** 3 30.1±0.9 34.0±1.3 ** 30.7±1.0 34.4±0.4 ** 4 30.7±0.5 30.9±1.2 n.s. 30.5±0.6 38.7±0.8 ** 5 29.3±1.2 31.7±0.7 ** 29.0±1.0 36.5±0.5 ** 6 31.4±0.7 36.4±0.9 ** 32.5±0.3 36.3±1.2 ** 7 30.2±0.6 31.3±1.2 ** 29.0±0.5 34.8±1.0 ** 8 30.0±0.9 31.1±1.2 * 28.5±0.9 31.4±1.5 ** 9 28.9±0.4 31.7±0.6 ** 29.6±0.7 30.9±0.5 **

Contralateral hindlimb Ipsilateral hindlimb Quadrupedal Tripedal Quadrupedal 1 19.7±0.5 28.4±1.2 ** 20.0±0.5 2 20.6±0.7 33.5±1.0 ** 19.8±0.6 3 19.6±1.1 31.6±1.2 ** 18.6±0.7 4 19.6±0.9 30.4±1.4 ** 19.3±0.6 5 20.9±1.2 31.8±0.8 ** 20.8±1.4 6 18.3±0.6 27.3±0.9 ** 17.9±0.5 7 20.1±0.7 33.8±0.7 ** 20.7±0.9 8 20.6±1.1 37.5±1.1 ** 20.8±1.3 9 21.2±0.6 37.3±0.5 ** 20.4±0.6

Studie I

Fig. 1. A. Data collection during quadrupedal locomotion (i.e. control data). Note the force transducer in series with the leash to verify steady state locomotion of the dog during recordings (arrow). B. Subject with the modified Ehmer sling: the right hindlimb is tied up to the dog’s body to simulate the loss of that limb.

Studie I

Fig. 2. Averaged footfall patterns from all nine Beagle dogs ambulating quadrupedally (black) and tripedally (grey). Bars represent means ± standard deviation of the stance duration of each limb relative to the stride cycle of the forelimb contralateral (Fc) to the right hindlimb (Hi). Filled asterisks indicate significant differences in the timing of the touch-down or lift-off events during tripedal locomotion compared with the quadrupedal condition (see Table 1). Open asterisks indicate significant changes in relative stance duration. Fc, contralateral forelimb; Fi, ipsilateral forelimb; Hc, contralateral hindlimb; Hi, ipsilateral hindlimb (hindlimb for which the amputation was simulated). *, P < 0.05; **, P < 0.01.

Studie I

Fig. 3. Time- and body mass normalized vertical, craniocaudal and mediolateral ground reaction force profiles for the quadrupedal (black) and tripedal (grey) locomotion. Represented are the means and the standard deviations (error bars) from all nine Beagle dogs. The ipsilateral hindlimb is the limb for which the amputation was simulated.

Studie I

Fig. 4. Mean load distributions (%BW) based on peak vertical force during quadrupedal (black) and tripedal (grey) locomotion for (A) all dogs and (B) each individual (for individual data, see Table 4). The four corners of the graphs represent the proportion of the total bodyweight borne by the respective limb based on the peak vertical force averaged across (A) all dogs and (B) the 10 strides per dog. The ipsilateral hindlimb is the limb for which the amputation was simulated. Note the small inter-individual differences in forelimb loading during tripedal locomotion; for example, dogs 1 and 2 increase loading more in the contralateral than the ipsilateral forelimb, while dogs 4 and 5 increase loading more in the ipsilateral forelimb. Asterisks at the corners indicate significant differences between quadrupedal and tripedal condition for the respective limb. *, P < 0.05; **, P < 0.01; n.s., not significant.

Studie I

Fig. 5. Summary of the adaptations in the ground reaction force and temporal gait parameters between tripedal and quadrupedal locomotion from this study (black) and the two previous studies investigating canine hindlimb amputees in comparison with control patients (grey). Note that the data from Hogy et al. (2013) included dogs with left or right hindlimb amputations and that these data were transformed to amputations of the same (i.e. right) side for ease of comparison. Triangles pointing upwards indicate a significant increase and, conversely, triangles pointing downwards indicate a significant decrease of the respective parameter. Horizontal bars represent no change. Open symbols illustrate the observations for the walk, filled symbols for the walk. Fc, contralateral forelimb; Fi, ipsilateral forelimb; Hc, contralateral hindlimb; Hi, ipsilateral hindlimb (limb whose function is lost).

Studie I

Studie II

4. Studie II

Die folgende Studie wurde am 22.05.2014 bei Veterinary Surgery eingereicht. Manuskript Nummer: VSU-14-099

Limb and back muscle activity adaptations to tripedal locomotion in dogs

A. Fuchsa, A. Andersa, I. Noltea, N. Schillingb,* a University of Veterinary Medicine Hannover, Foundation, Small Animal Clinic, Hannover, Germany b Friedrich-Schiller-University, Institute of Systematic Zoology and Evolutionary Biology, Jena, Germany

*Corresponding author

Running Title: Muscle activity adaptions in tripedal gait

Keywords: Hindlimb amputation, canine, tripedal gait, SEMG

Studie II

4.1. Abstract

Objective—To better understand how canine amputees manage to locomote on three legs and which muscle activity adaptations occur during tripedal locomotion. Study design— Recording of the activity patterns of two limb and one back extensor muscle and comparing the timing and the level of recruitment before and after the simulation of the loss of a hindlimb. Animals—Nine healthy dogs. Methods—Surface electromyography. Results—Both the intensity and the timing of the activity changed significantly in the m. vastus lateralis of the remaining hindlimb, consistent with this limb bearing a greater proportion of the body weight as well as with previously reported kinematic changes. In accordance with the greater body weight supported by the forelimbs, the m. triceps brachii showed first and foremost an increased level of excitation. The very asymmetrical changes in the timing and the level of activity in the m. longissimus dorsi reflects the highly asymmetrical functional requirements imposed on the trunk and the pelvis when one hindlimb is no longer involved in the production of locomotor work while the other hindlimb partially compensates this loss. Conclusions—Integration of our electromyographical findings with previous results from kinetic and kinematic studies illustrates that dogs exhibited a well-coordinated response to functional requirements imposed by tripedalism and underlines the importance of moment-to- moment modulations in muscular recruitment for the functional plasticity of their locomotor system.

Studie II

4.2. Introduction

Throughout life, dogs must modulate the properties of their locomotor system to cope with changing functional requirements. One particularly challenging situation is when, due to for example injury or disease, the functionality of a limb is dramatically reduced or lost. Such loss compromises the animal’s locomotor performance and affects the functioning of the whole musculoskeletal system. Nevertheless, canine amputees develop compensatory mechanisms that allow them to propel themselves forward without losing balance and become usually very adept at locomoting tripedally.1-4 Pinpointing the compensatory mechanisms dogs employ under these circumstances provides insight into the functional plasticity and adaptability of their locomotor system to new requirements. Only very few studies have investigated the biomechanical adaptations of dogs to tripedal locomotion. In hindlimb amputees, changes in the ground reaction forces (GRF) consistently include a redistribution of the body weight to the forelimbs and the remaining hindlimb.4-6 Even fewer studies investigated kinematic alterations 4,6 and so far, no study has evaluated muscular adaptations to tripedal locomotion. This is surprising because muscles power independent movement and are one important means to control locomotor performance. Furthermore, moment-to-moment adaptations in timing and level of recruitment of the various skeletal muscles are key to the functional plasticity of the locomotor system. During locomotion, a muscle’s function can be multifaceted: Muscles mobilize the body and thus produce motion (ie, positive work) or they stabilize the body and thus counteract moments produced by external (e.g., gravitational) or internal (e.g., antagonistic) forces (ie, they produce negative work7). Additionally, muscles may also serve other functions such as saving metabolic energy by storing elastic strain energy.8 Depending on the behavior or even within its course, muscles often fulfill different functions; and it is this functional plasticity, modulated among other things by recruitment patterns, that allows dogs to meet moment-to- moment functional needs and adjust to new conditions. Thus, understanding adaptations in muscle function is important to reveal how dogs accomplish tripedal locomotion and which sequelae they may face as amputees. One way to evaluate changes in muscle function is to record activity patterns. Using electromyography (EMG), changes in the timing and the level of recruitment are identified by evaluating, e.g., on- and offset as well as the intensity of the muscle activity. In trotting dogs,

Studie II

intramuscular and supracutaneous recording techniques have been widely used, 9-16 but the activity changes associated with the loss of a limb’s function have not been investigated previously. The goal of this study was therefore to investigate the impact of the complete loss of a hindlimb’s function on the activity patterns of two limb and one back extensor muscle and compared their activity patterns before and after the loss of the right hindlimb was simulated (ie, by tying the leg up to the body). Specifically, we studied the m. triceps brachii, the m. vastus lateralis and the m. longissimus dorsi in 9 healthy dogs because previous studies identified substantial kinetic and kinematic changes.5,6 On the basis of the observation that the remaining hindlimb partially compensates for the locomotor work no longer produced by the lost hindlimb, we expected a significant increase in the recruitment of the m. vastus lateralis. Because the forelimbs support a greater proportion of the body weight in tripedal dogs5,6, we hypothesized that the m. triceps brachii as the forelimb’s main antigravity muscle would show increased activity. The epaxial musculature is central to the mobilization and the stabilization of the trunk and pelvis17; we therefore anticipated substantial changes in the activity of the m. longissimus dorsi when the dogs ambulated tripedally and locomotor forces acted highly asymmetrically on the trunk due to one hindlimb being no longer involved in maintaining stability or producing locomotor work.

4.3. Materials and Methods

4.3.1.Animals Nine healthy Beagles (6 males, 3 females) owned by the Small Animal Clinic (University of Veterinary Medicine, Hannover) participated in this study. The dogs were 4.4±1.3 years old (mean±SD, standard deviation) and had a body mass of 15.0±0.8 kg. All dogs underwent an orthopedic examination as well as gait analysis prior to data collection to verify that they were clinically sound. The experiments were carried out in accordance with the German Animal Welfare Regulations and approved by the Ethics Committee of the State of Lower Saxony (No 12/0717).

Studie II

4.3.2.Data collection The experimental design was described previously.18,19 Briefly, the right hindlimb (ie, reference limb, ipsilateral body side) was tied up to the body using a modified Ehmer sling to simulate this hindlimb’s amputation (Fig 1). After the dogs had been habituated to wearing the Ehmer sling, they ran first quadrupedally and second tripedally on an instrumented four- belt treadmill (Model 4060-08, Bertec Corp.). The setup allowed for the simultaneous recording of the SEMG and vertical force data; the latter served to identify the stride phases (force threshold: 13 N). For each dog, the SEMG signals for the quadrupedal and tripedal conditions were recorded in the same session. During data collection, the dogs ran at their preferred speed, which was determined previously during the training period. Locomotor speed ranged between 1.3 and 1.5 m/s for all dogs but was the same for a given individual during both conditions. From a mechanical point of view, the dogs’ performed a trot (ie, using spring-mass mechanics20); kinematically, their gait represented a running walk.21 To verify that the dogs ran at steady state, they were led with a customized leash equipped with a force transducer (KMM30-200N Z/D, signal amplifier IA 2, DMS 24 V, 0-10 V; Inelta Sensors Systems). The force transducer signal was recorded synchronously with the SEMG and the force signals using Vicon Nexus (Vicon Motion Systems Ltd). Only strides with a leash force below 0.2 N were analyzed. Bipolar SEMG data were collected from the m. vastus lateralis of the hindlimb contralateral to the one for which the amputation was simulated as well as bilaterally from the m. triceps brachii and the m. longissimus dorsi. Data collection and signal processing were previously established for these muscles.16 In short, the Ag-AgCl electrodes (H93SG, Kendall Arbo, Covidien) were attached to the dog’s shaved and cleaned skin (interelectrode distance: 2.5 cm). Electrode placement followed previous recommendations to allow for the comparison with results from laming dogs.16,22 The same experimenter (AF) applied all electrodes. For the m. vastus lateralis, the electrodes were placed dorsal and ventral a line that transected the lines connecting the posterior superior iliac spine with the patella and the trochanter major femoris with the patella at their midpoints (Fig 1). For the m. triceps brachii, the electrodes were positioned halfway along the line connecting the Tuberculum majus humeri with the olecranon. In contrast to previous recordings (ie, L3/4, 16), electrode placement for the m.

Studie II

longissimus dorsi was above the lumbar levels L1/L2 about 0.5 cm lateral to the spinous processes to avoid interference with the Ehmer sling (Fig 1). The wireless transmitters (Zero wire EMG, Aurion S.r.l.) that transferred the signal to a computer were securely attached to the dog using tape and hair clips. SEMG data were sampled at 2,000 Hz, amplified 1,000 times and collected in the range from 10 to 1.000 Hz. Due to technical difficulties (e.g., motion artifacts), not all data could be analyzed for each dog except for the m. vastus lateralis. Therefore, sample sizes were smaller for the other muscles.

4.3.3.Data analysis SEMG data of 10 consecutive strides per trial and condition were analyzed per site following previously established protocols.15,16 For this, the signals were filtered using a high-pass filter of 20 Hz, a low-pass filter of 300 Hz and a smoothing window of 10 ms. After identifying the footfall events using the vertical force recordings, the SEMG data were time-normalized to the stride phases, so that each phase –stance and swing– covered 50% of the locomotor cycle (ie, ‘phase-normalized’). Because the data sampled per stride phase varied slightly in the data points recorded (ie, due to differences in stance and swing durations), they were transformed to the same number of data points per locomotor cycle (ie, 201 bins). Activities of the m. vastus lateralis and the m. triceps brachii were time-normalized to the stride phases of their respective limbs. In contrast to previous studies, which used the hindlimbs as reference, the activity of the m. longissimus dorsi was time-normalized to the stride phases of the diagonal forelimbs herein (ie, left epaxial to the right forelimb and right epaxial to the left forelimb). Because diagonal limbs move in sync during trotting, the timing of a forelimb can serve as a proximate for the stride phases of its diagonal hindlimb. The filtered and phase-normalized data were exported to Microsoft Excel (Excel 2010, Microsoft Corp.). To allow for the comparison of the signals across dogs, the data were amplitude-normalized using the mean activity of the respective muscle during quadrupedal trotting.15 From these time- and amplitude-normalized data, grand average curves per muscle and condition were calculated across the dogs. To identify the beginning and the end of a muscle’s activity (ie, on- and offset), a threshold was defined. For this, a period of inactivity (ie, 20 consecutive bins) was visually determined

Studie II

and its mean activity calculated. This period covered the values between 46% and 55% of the stride cycle for the m. vastus lateralis, 73% to 82% for the m. triceps brachii and 11% to 21% for the m. longissimus dorsi. A muscle was considered active when its activity was greater than 1.5 times the threshold for 5.6±2.9% of the stride cycle (ie, 11±6 bins); its activity ended when the amplitude was below the threshold for 4.3±1.7% of the stride cycle (ie, 9±4 bins). The time to peak activity was determined in % of the stride cycle. Additionally to these temporal parameters, maximum activity and integrated SEMG area (ie, the sum of the values of all bins when the muscle was on) were compared between conditions. To further detail differences in the activity patterns, a bin-by-bin analysis was performed (for details, see 15). For this, the differences between quadrupedal and tripedal locomotion were computed per muscle and compared to zero by calculating 97.5th and 2.5th percentiles of the difference. The difference in muscle activity was considered significant when the percentiles did not encompass zero.

To identify the beginning and the end of a muscle’s activity (i.e., on- and offset), a threshold was defined. For this, a period of inactivity (i.e., 20 consecutive bins) was visually determined and its mean activity calculated. This period covered the values between 46% and 55% of the stride cycle for the m. vastus lateralis, 73% to 82% for the m. triceps brachii and 11% to 21% for the m. longissimus dorsi. A muscle was considered active when its activity was greater than 1.5 times the threshold for 5.6±2.9% of the stride cycle (i.e., 11±6 bins); its activity ended when the amplitude was below the threshold for 4.3±1.7% of the stride cycle (i.e., 9±4 bins). The time to peak activity was determined in % of the stride cycle. Additionally to these temporal parameters, maximum activity and integrated SEMG area (i.e., the sum of the values of all bins when the muscle was on) were compared between conditions. To further detail differences in the activity patterns, a bin-by-bin analysis was performed (for details, see Deban et al., 2012). For this, the differences between quadrupedal and tripedal locomotion were computed per muscle and compared to zero by calculating 97.5th and 2.5th percentiles of the difference. The difference in muscle activity was considered significant when the percentiles did not encompass zero.

Studie II

4.3.4.Statistical analysis All statistical tests were performed with Graph Pad Prism (version4, Graph Pad Software Inc.). To test for normal distribution the Kolmogorov-Smirnov test was used. The more conservative Wilcoxon-signed rank test for paired observations and taking account of the comparison-wise error rate was then performed to detect significant differences between quadrupedal and tripedal conditions. Furthermore, because of the smaller sample sizes of the ipsilateral m. triceps brachii and m. longissimus dorsi (each N=5), a paired t-test was used. Differences were considered significant at P < 0.05.

4.4. Results

4.4.1.M. vastus lateralis During quadrupedal trotting, the m. vastus lateralis was active for about 50% of the stride cycle (Fig 2). The muscle’s activity started at the end of the swing phase and continued throughout almost all of the stance phase (e.g. offset at 37.8±4.7% of the stride cycle, Table 1). When the dogs ran tripedally, the m. vastus lateralis of the remaining hindlimb was active for a longer period, first and foremost due to a later offset. Accordingly, maximum activity occurred later during the stride. Both, peak activity and integrated SEMG area were about 2.5 times the values observed during quadrupedal trotting when the dogs ambulated tripedally.

4.4.2.M. triceps brachii The m. triceps brachii showed a biphasic activity during quadrupedal and tripedal locomotion in both forelimbs (Fig 2). One burst of activity started at the end of swing and lasted into late stance phase. The other activity began shortly before liftoff and ended around mid-swing. During tripedal locomotion, the biphasic pattern was not as distinct but nevertheless recognizable. Except from an earlier onset of the contralateral m. triceps brachii, the timing of this muscle’s activity was unchanged (Table 1). Integrated SEMG area increased on both sides, while peak activity increased in the contralateral muscle only.

4.4.3.M. longissimus dorsi When the dogs trotted quadrupedally, the m. longissimus dorsi showed two phases of activity per locomotor cycle (Fig 3). The first activity was associated with the second half of the

Studie II

diagonal forelimb’s stance phase (and thus the ipsilateral hindlimb’s stance phase); the second burst occurred during the second half of swing. During tripedal locomotion, this biphasic pattern was still recognizable for the contralateral m. longissimus dorsi, but it was delayed with a later onset (1st burst) or a later offset (2nd burst). Thereby, the duration of activity was not changed for the first but increased for the second burst (Table 1). Compared with quadrupedal trotting, the stance phase activity was decreased (ie, 1st burst). In contrast, the activity associated with the swing phase was increased during tripedal locomotion (ie, 2nd burst). In the ipsilateral m. longissimus dorsi, the two bursts merged into only one activity when the dogs ambulated tripedally; thereby lacking the inactivity that was associated with the first half of stance during quadrupedal locomotion. In result, the ipsilateral muscle was active from late swing until early swing of the subsequent locomotor cycle. Similar to the contralateral muscle, the overall pattern (ie, onset during swing and offset during stance) was delayed during tripedal locomotion (albeit not significant, Table 1). Due to the continuing activity throughout stance, muscle excitation (ie, integrated area) was increased.

4.5. Discussion

The muscle activity observed during quadrupedal trotting generally agrees well with previously recorded patterns in trotting dogs.9-11,23,24 Differences between these previous intramuscular and the supracutaneous recordings studied herein may have various reasons such as cross-talk, skin motion or electrode location (for a detailed discussion, see 16). However, our recordings agree well with existing SEMG data for these muscles and electrode locations.16,22,25

4.5.1. M. vastus lateralis Compared with quadrupedal trotting, the activity of the m. vastus lateralis in the remaining hindlimb was significantly increased due to both a greater level and a longer period of activity. At least four not mutually exclusive considerations may explain why a greater muscle volume is recruited for a longer period of time during tripedal locomotion. First, the remaining hindlimb supports a significantly greater proportion of the body weight during tripedal locomotion.18 To bear this greater load and prevent excessive knee flexion,

Studie II

knee extensors like the m. vastus lateralis must increase their activity. Similarly, dogs with induced hindlimb lameness also showed a significant increase in the activity of the m. vastus lateralis of the unaffected hindlimb.16 Because significant increases in the hindlimb’s weight support were also documented for amputees,5,6 a greater activity of their knee extensors is to be expected as well. Second, recruitment of a greater muscle volume during the first half of support may increase the amount of energy returned by this muscle due to elastic strain energy storage. Our simultaneous kinematic19 and SEMG recordings this study support the previous observation that the m. vastus lateralis is active during knee flexion11; that is, when its muscle-tendon-unit (MTU) lengthens and negative work is done at the knee.26 Active stretching of the MTU has the potential to store elastic strain energy that can be recovered subsequently during knee extension.11 Sonomicrometry data corroborated this by showing that, in some dogs, the vastus lateralis muscle fibers do not shorten initially during knee extension, indicating that part of the work at the knee is done by elastic energy storage early during knee extension.27 Therefore, the increased eccentric activity combined with a potentially greater stretching of the MTU due to the greater knee flexion19 may facilitate elastic strain energy storage when dogs ambulate tripedally. Third, our bin-by-bin analysis indicates a significant increase in excitation of the m. vastus lateralis during the second half of support; similar to observations for the sound hindlimb of laming dogs.16 During this period, knee extension results from concentric muscle activity and therefore positive work is produced at the knee11,26,27 and propulsive forces are exerted.20,28-30 To compensate for the reduced or lost propulsion in hindlimb lame individuals or amputees, respectively, dogs exert significantly greater propulsive forces with the sound or the remaining hindlimb6,18,31,32 consistent with greater knee extensor activity. Additionally, tripedal dogs display a greater rate of knee extension19, which also is in agreement with a greater level of recruitment of the m. vastus lateralis during the second half of stance. Fourth, when dogs locomote tripedally, passive knee extension due to gravitational forces likely starts later during stance because the foot passes the vertical of the hip relatively later due to an overall more anterior hindlimb excursion.19 Our observation of the delayed offset of the m. vastus lateralis supports the hypothesis of a prolonged active knee extension during the support phase.

Studie II

4.5.2.M.triceps brachii During tripedal locomotion, both forelimbs bear a greater proportion of the body weight compared to quadrupedal trotting; thereby, vertical forces increased more in the contralateral than the ipsilateral forelimb.18 Accordingly, a significantly greater integrated SEMG area for both elbow extensors and a significantly greater peak activity in the contralateral m. triceps brachii were observed.

4.5.3.M. longissimus dorsi During quadrupedal trotting, the m. longissimus dorsi shows a biphasic recruitment pattern with a greater activity associated with the second half of the hindlimb’s stance phase (1st burst) and a smaller activity associated with the second half of swing (2nd burst, 9,10,12). The coinciding recruitment on both sides results in bilateral activity that produces an extensor moment, which can mobilize and stabilize the trunk and pelvis in the sagittal plane. Net lateral bending and torsional moments are caused by unilateral activity that has the potential to mobilize and stabilize the trunk and pelvis in the horizontal and transverse planes.33 Manipulation of the locomotor forces revealed that the stabilizing function of the m. longissimus dorsi in trotting dogs is fivefold24: Bilateral activity stabilizes (1) the trunk against sagittal rebound due to inertial loading and the pelvis against (2) the sagittal components of the forces exerted by the hindlimb retractors as well as (3) the inertial forces imposed by the swinging hindlimb. The unilaterally greater activity stabilizes the pelvis against the horizontal components of the forces produced by (4) the contralateral hindlimb’s retractor and (5) the ipsilateral hindlimb’s protractor muscles (Fig 3). In the tripedal dogs, the need for pelvic stabilization changes dramatically because one hindlimb is no longer involved in the production of locomotor work and supporting the body, while the other hindlimb partially compensates for this loss.18 Specifically, pro- and retractor muscles of the lost hindlimb produce less force that would tend to rotate the pelvis in the sagittal and horizontal planes. Inertial forces acting on the pelvis during swing are substantially smaller on the affected body side. Accordingly, the activity associated with counteracting these forces is substantially decreased (Fig 3). That is, the bilateral activity (1st burst contralateral and 2nd burst ipsilateral) and the unilateral activity on the contralateral side were significantly smaller (ie, functions (2a) to (4a); Fig 3). Conversely, increased retractor

Studie II

muscle action of the remaining hindlimb associated with the exertion of propulsive forces results in a significantly greater bilateral activity (ie, 1st burst ipsilateral and 2nd burst contralateral) as well as a greater unilateral activity on the ipsilateral side (ie, functions (2b) and (4b); Fig 3). Furthermore, the significantly reduced swing phase duration but comparable angular excursion of the remaining hindlimb18,19 is consistent with a greater activity of the contralateral muscle during liftoff and early swing phase because this limb’s protractors have to produce more power compared with quadrupedal trotting (function (5a)). In addition, the ca. 20% greater angular velocity of the remaining hindlimb during tripedal locomotion leads to increased inertial forces that would tend to rotate the pelvis and is in agreement with the increased bilateral activity (ie, function (3b); Fig 3). Although stabilizing functions have been shown to dominate the locomotor role that the epaxial muscles play in trotting dogs12,24, the m. longissimus dorsi also has the potential to produce lateral bending and long-axis torsion and thus mobilize the spine.34 For this, activity starting before liftoff and continuing into the subsequent swing phase on the ipsilateral body side is required. In contrast to quadrupedally running dogs,12,17,24 in which reversal of the pelvic rotations about the dorsoventral and craniocaudal axes is induced by the GRF of the hindlimbs when pushing off, lateral bending towards the contralateral body side must be induced by muscle activity in tripedal dogs as the ipsilateral hindlimb’s push off is lacking. Accordingly, the activity of the contralateral m. longissimus dorsi is delayed and ends around mid-swing in tripedal dogs and thus, is consistent with a mobilizing function (ie, active initiation of the pelvic rotations). Additionally, kinematic analysis of the trunk motions showed greater lateral flexions towards the remaining hindlimb’s side in amputees compared with control dogs,6 which agrees well with the greater swing phase activity of the epaxial muscle. Alternatively, but not mutually exclusive, the greater activity on the contralateral side around liftoff combined with the greater activity on the ipsilateral side around ‘touchdown’ may be associated with the greater sagittal extension that has been observed in canine amputees6 and tripedally running dogs (A. Fuchs, pers. obs.). Taken together, the m. longissimus dorsi has important mobilizing functions additionally to its stabilizing roles when dogs run tripedally. The comparison of the results from dogs running on three legs with dogs trotting with induced hindlimb lameness16 shows two interesting similarities. First, the 2nd burst of the activity of

Studie II

the contralateral m. longissimus dorsi was significantly greater. This combined with a greater 1st burst on the ipsilateral side16 (albeit not significant) suggests a greater need for sagittal stabilization of the pelvis, consistent with the greater locomotor work performed by the unaffected hindlimb in both –lame and tripedal– conditions. Second, the onset and the maximum of the 1st activity of the contralateral m. longissimus dorsi were significantly delayed in both studies (ie, by ca. 3% and 5% in hindlimb lame and 13% and 11% in tripedal dogs).16, this study These similarities in the activity adjustments to a partial and a total loss of a hindlimb’s function invite the speculation that dogs may manage these two conditions in somewhat similar manners; but the data basis is currently extremely small and thus caution is indicated.

4.6. Conclusion

To meet moment-to-moment functional requirements, animals adjust, among other things, the recruitment patterns of their musculature. In example of the complete functional loss of a hindlimb, the dogs in this study altered the activity patterns of all muscles investigated. While primarily the level of recruitment changed in the elbow extensor, both the timing and the level of excitation changed in the knee and back extensor muscles. Thereby, the activity changes differed between body sides, reflecting the asymmetrical changes in the loading of the locomotor system. Although our study evaluated short-term responses, our results have potential bearing for long-term consequences of tripedal locomotion (ie, canine amputees). Understanding the long-term consequences of alterations in muscle activity is of particular interest as recruitment changes trigger muscle tissue remodeling and may result in co- activations, which in turn, for example, change internal moments at the joints and thus subsequently cause remodeling of skeletal and cartilaginous tissues. Our first step towards integrating kinetic, kinematic and electromyographic adjustments to tripedal locomotion illustrates how well-coordinated the dog’s responses to the tripedal situation are and underpins the great functional plasticity of the their locomotor system.

4.7. Funding

This study was supported by a scholarship to AF by Modul Graduiertenkolleg Medizintechnik des SFB 599 funded by the German Research Foundation (DFG), Hannoversche Gesellschaft

Studie II

zur Förderung der Kleintiermedizin e.V. (HGFK) (both to IN) and the Center of Interdisciplinary Prevention of Diseases related to Professional Activities (KIP) funded by the Berufsgenossenschaft Nahrungsmittel und Gastgewerbe, Erfurt and the Friedrich-Schiller- University Jena (to NS).

4.8. References

1. Withrow SJ, Hirsch VM: Owner response to amputation of pet's leg. Vet Med, Small Anim Clin 74:332-334, 1979. 2. Carberry CA, Harvey HJ: Owner satisfaction with limb amputation in dogs and cats. J Am Anim Hosp Assoc 23:227-232, 1987. 3. Kirpensteijn J, van den Bos R, Endenburg N: Adaptation of dogs to the amputation of a limb and their owners' satisfaction with the procedure. Vet Rec 144:115-118, 1999. 4. Galindo-Zamora V: Selected clinical studies on canine joint function and morphology using computerized gait analysis and diagnostic imaging. PhD Thesis, Small Animal Clinic, University of Veterinay Medicine Hannover, Foundation 2012. 5. Kirpensteijn J, van den Bos R, van den Brom WE, et al: Ground reaction force analysis of large breed dogs when walking after the amputation of a limb. Vet Rec 146:155-159, 2000. 6. Hogy SM, Worley DR, Jarvis JC, et al: Kinematic and kinetic analysis of dogs during trotting after amputation of a pelvic limb. Am J Vet Res 74:1164-1171, 2013. 7. Schilling N: Evolution of the axial system in craniates: Morphology and function of the perivertebral musculature. Front Zool 8:4, 2011. 8. Roberts TJ, Azizi E: Flexible mechanism: the diverse roles of biological springs in vertebrate movement. J Exp Biol 214:353-361, 2011. 9. Nomura S, Sawazaki H, Ibaraki T: Co-operated muscular action in postural adjustment and motion in dog, from the view point of electromyographic kinesiology and joint mechanics. IV. About muscular activity in walk and trot. Jap J Zootech Sci 37:221- 229, 1966. 10. Tokuriki M: Electromyographic and joint-mechanical studies in quadrupedal locomotion II. Trot. Jap J vet Sci 35:525-533, 1973.

Studie II

11. Goslow GE, Seeherman HJ, Taylor CR, et al: Electrical activity and relative length changes of dog limb muscles as a function of speed and gait. J Exp Biol 94:15-42, 1981. 12. Ritter DA, Nassar PN, Fife MM, et al: Epaxial muscle function in trotting dogs. J Exp Biol 204:3053-3064, 2001. 13. Carrier DR, Deban SM, Fischbein T: Locomotor function of forelimb protractor and retractor muscles of dogs: Evidence of strut-like behavior at the shoulder. J Exp Biol 211:150-162, 2008. 14. Schilling N, Fischbein T, Yang EP, et al: Function of extrinsic hindlimb muscles in trotting dogs. J Exp Biol 212:1036-1052, 2009. 15. Deban SM, Schilling N, Carrier DR: Activity of extrinsic limb muscles in dogs at walk, trot, and gallop. J Exp Biol 215:287-300, 2012. 16. Fischer S, Nolte I, Schilling N: Adaptations in muscle activity to induced, short-term hindlimb lameness in trotting dogs. ploS one 8:e80987, 2013. 17. Schilling N, Carrier DR: Function of the epaxial muscles in walking, trotting, and galloping dogs: Implications for the evolution of epaxial muscle function in tetrapods. J Exp Biol 213:1490-1502, 2010. 18. Fuchs A, Goldner B, Nolte I, et al: Ground reaction force adaptations to tripedal locomotion in dogs. Vet J, in press. 19. Goldner B, Fuchs A, Nolte I, et al: Kinematic adaptations to tripedal locomotion in dogs. Vet J, subm. 20. Cavagna GA, Heglund NC, Taylor CR: Mechanical work in terrestrial locomotion: two basic mechanisms for minimizing energy expenditure. Am J Physiol 233:R243- R261, 1977. 21. Hildebrand M: Analysis of the symmetrical gaits of tetrapods. Folia Biotheor 6:9-22, 1966. 22. Bockstahler BB, Gesky R, Mueller M, et al: Correlation of surface electromyography of the vastus lateralis muscle in dogs at a walk with joint kinematics and ground reaction forces. Vet Surg 38:754-761, 2009. 23. Wentink GH: The action of the hind limb musculature of the dog in walking. Acta Anat 96:70-80, 1976.

Studie II

24. Schilling N, Carrier DR: Function of the epaxial muscles during trotting. J Exp Biol 212:1053-1063, 2009. 25. Bockstahler B, Kräutler C, Holler P, et al: Pelvic limb kinematics and surface electromyography of the vastus lateralis, biceps femoris and gluteus medius muscle in dogs with hip osteoarthritis. Vet Surg 41:54-62, 2012. 26. Gregersen CS, Silverton NA, Carrier DR: External work and potential for elastic storage at the limb joints of running dogs. J Exp Biol 201:3197-3210, 1998. 27. Carrier DR, Gregersen CS, Silverton NA: Dynamic gearing in running dogs. J Exp Biol 201:3185-3195, 1998. 28. Budsberg SC, Rytz U, Johnston SA: Effects of acceleration on ground reaction forces collected in healthy dogs at a trot. Vet Comp Orthop Traumatol 12:15-19, 1999. 29. Lee DV, Bertram JE, Todhunter RJ: Acceleration and balance in trotting dogs. J Exp Biol 202:3565-3573, 1999. 30. Abdelhadi J, Wefstaedt P, Nolte I, et al: Fore-aft ground force adaptations to induced forelimb lameness in walking and trotting dogs. ploS one 7:e52202, 2012. 31. Budsberg S, Verstraete MC, Soutas-Little RW, et al: Force plate analyses before and after stabilization of canine stifles for cruciate injuries. Am J Vet Res 49:1522-1524, 1988. 32. Ragetly CA, Griffon DJ, Mostafa AA, et al: Inverse dynamics analysis of the pelvic limbs in Labrador retrievers with and without cranial cruciate ligament disease. Vet Surg 39:513-522, 2010. 33. Wakeling JM, Ritruechai P, Dalton S, et al: Segmental variation in the activity and function of the equine longissimus dorsi muscle during walk and trot. Equine Comp Exerc Phys 4:95-103, 2007. 34. Slijper EJ: Comparative biological-anatomical investigations on the vertebral column and spinal musculature of mammals. Verh Kon Akad Wetenschappen Amsterdam 45:1- 128, 1946.

Studie II

4.9. Tables and Figures

Table 1: Mean±standard deviation (SD) for the SEMG values studied for the m. vastus lateralis (N=9), the m. triceps brachii (N=6) and the m. longissimus dorsi (ipsilateral: N=7, contralateral: N=5). On- and offset (on, off) and duration of the activity (actD) as well as the time to peak activity (tmax) in % of the stride cycle. Maximum activity (max) and integrated SEMG area (area) are presented mean±SD. In addition, the integrated SEMG area and the duration of the two activity bursts of the m. longissimus dorsi were added up for comparison (area 1+2 and actD 1+2, respectively). Significant differences between quadrupedal and tripedal conditions at: P < 0.05 (*) and P < 0.01 (**).

contralateral ipsilateral quadrupedal tripedal quadrupedal tripedal M. vastus lateralis on 86.1 ± 8.6 70.6 ± 29.7 off 37.8 ± 4.7 44.2 ± 19.5 ** tmax 13.3 ± 10.4 27.4 ± 10.9 ** actD 51.6 ± 11.6 73.6 ± 22.1 ** max 3.2 ± 0.7 8.4 ± 4.8 ** area 162.1 ± 22.7 398.6 ± 183.9 ** M. triceps brachii on 95.2 ± 3.0 91.4 ± 1.5 * 92.4 ± 2. 7 81.6 ± 2 3.4 off 72.6 ± 4.1 76.0 ± 5.4 67.3 ± 4.8 64.2 ± 15.9 tmax 23.5 ± 24.7 14.4 ± 23.3 18.8 ± 23.7 30.0 ± 27.5 actD 77.6 ± 3.0 84.7 ± 5.8 74.8 ± 2.1 83.5 ± 10.4 max 2.7 ± 0.4 4.0 ± 1.3 * 2.5 ± 0.2 6.6 ± 3.3 area 181.6 ± 6.8 303.3 ± 88.9 * 167.7 ± 14.2 382.7 ± 138.7 * M. longissimus dorsi on 27.7 ± 4.5 40.3 ± 8.4 * 31.2 ± 3.7 off 51.2 ± 4.7 59.6 ± 13.3 57.9 ± 9.1 71.3 ± 19.6

tmax 35.7 ± 4.4 46.6 ± 9.8 * 44.9 ± 10.3 44.1 ± 16.9 actD 1st 23.5 ± 7.6 18.1 ± 8.2 20.6 ± 2.4 max 3.4 ± 0.7 2.4 ± 1.2 3.0 ± 1.1 3.5 ± 0.4 area 86.6 ± 9.9 50.6 ± 29.4 * 88.0 ± 28.3

on 81.8 ± 1.4 75.4 ± 18.2 83.7 ± 3.6 97.3 ± 5.8 off 101.4 ± 4.9 120.3 ± 7.7 * 103.3 ± 5.4 tmax 90.5 ± 3.5 91.0 ± 21.8 92.9 ± 6.1

actD 2nd 19.6 ± 6.0 45.4 ± 16.3 * 15.7 ± 2.8 max 2.1 ± 0.5 2.7 ± 0.2 * 1.8 ± 0.3 area 55.3 ± 16.8 115.2 ± 28.6 * 52.0 ± 11.0

area 1+2 141.9 ± 23.2 165.7 ± 40.5 140.0 ± 21.2 264.9 ± 52.5 ** actD 1+2 43.4 ± 13.0 63.5 ± 13.3 * 46.3 ± 10.2 70.2 ± 24.1 *

Studie II

Fig. 1. Subject equipped with the Ehmer sling for the tripedal data collection and instrumented with the surface electrodes to illustrate the electrode positioning (for skeletal landmarks, see Material and Methods).

Studie II

Fig. 2. Activity patterns of the time- and amplitude-normalized SEMG data (median plus upper and lower quartiles) from the m. vastus lateralis and the m. triceps brachii shown as a bin-wise comparison between quadrupedal (black) and tripedal (grey) conditions. Graphs to the left illustrate the data recorded from the body side contralateral to the one for which the amputation was simulated; graphs to the right show the data from the ipsilateral body side. Sample sizes are given in the corners of the graph. The x-axis refers to the stride cycle of the respective hind- or forelimb. The blocks above the graphs indicate significant bin-by-bin differences between conditions with grey blocks indicating greater values during tripedal and black ones during quadrupedal locomotion. Vertical arrows indicate significant changes in the integrated SEMG area; horizontal arrows represent significant differences in timing between conditions.

Studie II

Fig. 3. Activity patterns of the time- and amplitude-normalized SEMG data of the m. longissimus dorsi (further details as in Fig 2). The x-axis refers to the locomotor cycle of the diagonal forelimb (for details, see Data analysis). Below the graphs, the stance phases of the hindlimb and its diagonal forelimb, whose stride phase duration was used to time-normalize the muscle’s activity, are illustrated. The role that this muscle plays in stabilizing the trunk and pelvis are listed above the graphs (for details, see Discussion). Triangles pointing upwards indicate an increased need to stabilize against the respective force; triangles pointing downwards indicate the opposite (ie, this function is no longer required due to the loss of the hindlimb). Fc – contralateral forelimb, Fi – ipsilateral forelimb, Hc – contralateral forelimb, Hi – ipsilateral hindlimb (reference side, on which the limb’s function was lost).

Diskussion

5. Diskussion

Das physiologische Gangbild des Hundes stellt einen komplexen Vorgang dar, bei dem ein harmonisches Zusammenspiel von verschiedensten Teilen des Körpers erforderlich ist, um im Gang nicht nur in stabiler Position, sondern auch auf der angestrebten Trajektorie zu verbleiben. Umso mehr werden biomechanische Anforderungen an den Körper gestellt, wenn es zu Lahmheiten in einer Gliedmaße oder im äußersten Fall zu dem totalen Verlust einer Gliedmaße kommt. Im Falle der Untersuchung von Lahmheiten, sei es auf der Ebene der Bodenreaktionskräfte oder auch im Rahmen einer integrierten Betrachtung mehrerer Aspekte, ist eine Analyse der Adaption aller Gliedmaßen bereits in verschiedenen Studien erfolgt (RUMPH et al. 1993; DUPUIS et al. 1994; RUMPH et al. 1995; JEVENS et al. 1996; KATIC et al. 2009; BOCKSTAHLER et al. 2012; FISCHER et al. 2013). Die biomechanische Evaluierung des Gangbildes gliedmaßenamputierter Hunde wurde bisher wenig betrachtet (KIPRENSTEIJN et al. 2000; GALINDO-ZAMORA 2012; HOGY et al. 2013; JARVIS et al. 2013); die Kompensation auf muskulärer Ebene wurde hierbei außer Acht gelassen. Die bereits genannten Einschränkungen der zitierten Studien sowie die Diversität ihrer Resultate veranlassten die Konzeption und Durchführung der vorliegenden Arbeit. Ziel war die umfassende Betrachtung der Adaptionsfähigkeit von Hunden an den dreibeinigen Gang, welche durch die Untersuchung von Bodenreaktionskräften und ausgewählten Muskeln mittels eines individuellen Vergleichs zwischen quadrupedem und tripedem Zustand stattfand.

Durch die Wahl der Simulation einer Amputation ergibt sich zunächst die naheliegende Einschränkung der präsentierten Studie, dass die Hunde ihre rechte Hintergliedmaße zwar nicht mehr zur Fortbewegung nutzen können, das Gewicht derselben aber noch vorhanden ist. Durch das Gewicht der Hintergliedmaße könnten Veränderungen insbesondere in Hinblick auf die kinetischen Daten im Vergleich zu Amputationspatienten auftreten. Hierbei ist es wichtig, sich die verschiedenen Methoden der Amputation der hinteren Extremität vor Augen zu führen. Es sind abhängig von der Lage einer Neoplasie oder eines Traumas die hohe und die mittlere Gliedmaßenamputation zu nennen (SCHULZ 2003; WEIGEL 2009). Bei der hohen Amputation wird nach coxofemoraler Exartikulation die Oberschenkelmuskulatur auf Höhe des proximalen Drittels bzw. der Mitte des Femurs durchtrennt. Bei der mittleren

Diskussion

Amputation erfolgt eine Osteotomie zwischen proximalem und mittlerem Drittel des Femurs sowie die distale Durchtrennung der Oberschenkelmuskeln. Da lediglich 15-20% der Masse einer Hintergliedmaße distal des Knies liegen (Myers und Steudel 1997; Pasi und Carrier 2003), lässt sich die Simulationsmethode dieser Arbeit mit der mittleren Amputationsmethode vergleichen. Dies indizieren auch die zahlreichen Übereinstimmungen der kinetischen Ergebnisse dieser mit denen der vorausgegangen Amputationsstudien (siehe Abb. 5, Studie I).

In den bisherigen Studien mit caninen Amputationspatienten wurden kinetische, metrische und kinematische Untersuchungen angestellt, wobei in Bezug auf die Bodenreaktionskräfte sowohl die vertikale als auch die kranio-kaudale Komponente betrachtet wurden (KIRPENSTEIJN et al. 2000; GALINDO-ZAMORA 2012; HOGY et al. 2013; JARVIS et al. 2013). In der Studie von Galindo-Zamora und Kollegen (GALINDO-ZAMORA 2012), in der Amputationspatienten vor ihrer Operation und über 120 Tage post op untersucht wurden, konnten keine signifikanten kinetischen Unterschiede festgestellt werden. Als Erklärung hierfür wurde die bereits bestehende Lahmheit im quadrupeden Zustand aufgeführt. In zwei weiteren Studien wurden Patienten mit einer Hintergliedmaßenamputation mit je einer Kontrollgruppe im Trab (HOGY et al. 2013) sowie im Schritt (KIRPENSTEIJN et al. 2000) verglichen. Die Ergebnisse dieser Studien zeigten im Vergleich miteinander unterschiedliche, teils gegensätzliche Veränderungen auf und stimmten lediglich in ihren Ergebnissen der Umverteilung der Körperlast im tripeden Zustand überein. Der Vergleich der kinetischen Resultate der vorliegenden Arbeit mit der Studie von Kirpensteijn und Kollegen sowie der von der Arbeitsgruppe Hogy (HOGY et al. 2013), lässt deutlich mehr Übereinstimmungen mit letzterer erkennen, was zum großen Teil an der gewählten Gangart bzw. Geschwindigkeit liegen mag (Studie I, Abb. 5). Beide Studien (Hogy und die vorliegende) wählten als Untersuchungsgangart den Trab, wobei Kirpensteijn und Kollegen die Hunde im Schritt untersucht haben. Unabhängig von der Gangart ist in allen drei Studien ein Anstieg der Körpergewichtsverteilung bei allen drei verbleibenden Gliedmaßen festzustellen. Vor allem bei dem Vergleich der Resultate aus der Studie von Hogy mit den Ergebnissen der vorliegenden Arbeit für die verbleibende Hintergliedmaße sind Übereinstimmungen der meisten Parameter der vertikalen Kraft sowie der Brems- und Beschleunigungskraft der Hunde erkennbar.

Diskussion

In bisherigen Studien über die Kompensation von (induzierter) Lahmheit wurden vornehmlich die Veränderungen der vertikalen Kraft betrachtet. Im Rahmen einer Studie über induzierte Hinterhandlahmheit beim Hund präsentierte eine Probandengruppe eine vorübergehende, komplette Entlastung der betroffenen Gliedmaße (RUMPH et al. 1993). Übereinstimmend mit dieser Studie konnte ein Anstieg der maximalen vertikalen Kraft in der kontralateralen Hintergliedmaße festgestellt werden, jedoch fand konträr zu den Ergebnissen aus bisherigen Amputationsstudien und auch gegensätzlich zu der vorliegenden Studie eine Verminderung der maximalen vertikalen Kräfte in den Vordergliedmaßen statt. Es ist jedoch unklar, wodurch sich diese Unterschiede ergaben. Eingehend auf die in der Einleitung aufgestellten Hypothesen lassen sich die Ergebnisse für die Bodenreaktionskräfte und für die zeitlichen Gangparameter, die in der ersten Studie bearbeitet und analysiert wurden, wie folgt diskutieren:

1) „Durch den Verlust einer Hintergliedmaße ist es notwendig, die 20% Körperlast umzuverteilen. Erwartet wird hier eine Verschiebung der Körperlast in Richtung kontralaterales Hinterbein sowie auch eine Beteiligung bei der Lastaufnahme durch die Vordergliedmaßen.“ Im physiologischen Zustand trägt die Hintergliedmaße bei mesomorphen Hunderassen, zu denen auch der Beagle zählt, etwa 20% der Körperlast (RUMPH et al. 1994; BERTRAM et al. 2000; KATIC et al. 2009; ABDELHADI et al. 2013). Diese 20% gilt es, im Rahmen einer (simulierten) Amputation auf die verbleibenden Gliedmaßen umzuverteilen. In der vorliegenden Studie erfuhren diese im tripeden Zustand eine Lastaufnahme von je 33%. Dieser signifikante Anstieg war besonders markant in der verbleibenden Hintergliedmaße. Somit wurden alle Gliedmaßen in die Umverteilung des Körpergewichts miteingebunden, wobei individuelle Unterschiede zwischen den einzelnen Probanden in dieser Studie zu erkennen waren (Abb. 4, Studie I). In Bezug auf die Umverteilung der Körperlast auf die drei übrigen Gliedmaßen nahm in den vorangegangenen Amputationsstudien (KIRPENSTEIJN et al. 2000; HOGY et al. 2013) die kontralaterale Hintergliedmaße etwa 26% der Last auf. Der Rest verteilte sich gleichermaßen auf die beiden Vordergliedmaßen. Diese Unterschiede können beispielsweise daher rühren, dass besonders in der Studie von Hogy und Kollegen Hunde in der Kontrollgruppe verwendet wurden, deren klinische und orthopädische

Diskussion

Gesundheit durch Vorerkrankungen teilweise eingeschränkt war. Somit verschob sich letzten Endes der CoM vermehrt in kraniale Richtung. Die Tendenz, dem Verlust bzw. der eingeschränkten Funktion einer Hintergliedmaße mit einer Umverteilung des Körpergewichts nicht nur auf die kontralaterale Hintergliedmaße, sondern auch auf die Vordergliedmaßen zu begegnen, ging bereits aus Studien hervor, die sich mit der Untersuchung von Lahmheiten beschäftigt und die Vordergliedmaßen mit einbezogen haben (z.B. DUPUIS et al. 1994; FISCHER et al. 2013).

2) „Auf kinetischer Ebene ist als hauptverantwortliche Gliedmaße vor allem die verbleibende Hintergliedmaße zu erwarten. Abgeleitet aus vorausgegangen Lahmheits- und Amputationsstudien ist aber auch mit einer verstärkten Beteiligung der Vordergliedmaßen zu rechnen.“ Neben der Umverteilung der Körperlast in die kraniale Richtung und zur kontralateralen Körperseite wies die verbleibende Hintergliedmaße die größten Veränderungen auf kinetischer Ebene auf. Hier war während der tripeden Lokomotion ein deutlicher Anstieg sämtlicher Parameter der vertikalen sowie der kraniokaudalen Kraft, besonders während der Propulsion, zu verzeichnen. Wie in den bisherigen Studien (KIRPENSTEIJN et al. 2000; HOGY et al. 2013) waren auch die Vordergliedmaßen insofern in den Adaptionsmechanismus eingebunden, dass sie a) signifikant vermehrt Last aufnahmen, b) Veränderungen in den kraniokaudalen Parametern deutlich werden ließen und c) ähnlich wie die verbleibende Hintergliedmaße auch veränderte temporäre Gangparameter sowie Anpassungen im zeitlichen Auftreten der jeweiligen Maximalkräfte aufwiesen. Beispiel war hier eine verkürzte Schrittdauer oder aber ein früheres Auftreten der maximalen Bremskraft. Diese waren jedoch vermehrt in der ipsilateralen als in der kontralateralen Vordergliedmaße zu finden.

3) „Bei Betrachtung des Gangbildes der Hunde ist ein simultanes Auffußen der diagonalen Beinpaare sowohl im quadrupeden als auch im tripeden Zustand zu beobachten. Es stellt sich die Frage nach der Adaption dieser Beinpaare an den tripeden Zustand und nach der Beteiligung der entsprechenden Gliedmaßen innerhalb des betroffenen sowie des nichtbetroffenen Beinpaares. Dabei wird angenommen, dass sowohl das betroffene Beinpaar

Diskussion

mit seiner verbleibenden Vordergliedmaße (Fc) als auch das nichtbetroffene Beinpaar (Fi und Hc) in den Kompensationsmechanismus miteingebunden sind.“ Um sowohl im quadrupeden als auch im tripeden Zustand Balance, Geschwindigkeit und Trajektorie zu halten, ist es für den Hund erforderlich, dass die externen Kräfte, die auf den Körpermasseschwerpunkt einwirken und diesen beschleunigen bzw. abbremsen, im Gleichgewicht sind (GRAY 1968). Im Trab befindet sich beim Hund stets das diagonale Beinpaar gleichzeitig auf dem Boden, sodass es über die jeweilige Kräfteaufbringung der Beinpaare während eines Schrittzyklus in die drei orthogonalen Richtungen zu einem Ausgleich der entgegengesetzten Komponenten kommt. Damit sich der Proband im steady state auf dem Laufband bewegt, darf am Ende eines Schrittzyklus keine Nettobeschleunigung bzw. –bremsung des CoM vorliegen. Auf kinetischer Ebene zeigte sich eine Kompensation dieser Veränderung hauptsächlich durch eine Adaption der Bodenreaktionskräfte des nichtbetroffenen diagonalen Beinpaares. Das bedeutet, dass hier vordergründig das ipsilaterale Vorder- und das kontralaterale Hinterbein die Kompensation der fehlenden kraniokaudalen Kraft übernahmen, um den Körper in seiner achsenstabilen Lage zu halten. Anpassungen der Körpergewichtsverteilung und der vertikalen Kraft konnten besonders in Hc, aber auch in Fi detektiert werden. Indem die Vordergliedmaße ihre Beschleunigung reduzierte und die Hintergliedmaße sowohl eine verstärkte Brems-, in aller erster Linie aber eine verstärkte Beschleunigungskraft aufwies, erfolgten Veränderungen in der kraniokaudalen Kraft dieser beiden Gliedmaßen. Zudem kam es in der verbleibenden Hintergliedmaße zu einem markanten Anstieg der vertikalen Maximalkraft und des vertikalen Impulses. Unterstützend fand im tripeden Gangbild ein Moment des Kopfhinaufbewegens, während die kontralaterale Vordergliedmaße auffußte, und ein Moment des Kopfhinunterbewegens, wenn das gesunde diagonale Beinpaar Bodenkontakt hatte, statt. Dies geschah dadurch, dass sich zunächst die vertikale Kraft von kaudal nach kranial und im Falle des Auffußens des gesunden diagonalen Beinpaares in Richtung kontralaterales Hinterbein verschob. Aufgrund der oben genannten kinetischen Anpassungen an das tripede Gangbild ließ sich als hauptverantwortliches Beinpaar das nichtbetroffene diagonale Paar bestehend aus Hc und Fi ermitteln und nicht wie angenommen eine Kompensation durch deutliche Anpassungen beider Beinpaare.

Diskussion

4) „Veränderungen in den Bodenkontaktzeiten sind zu erwarten.“ In allen drei verbleibenden Gliedmaßen kam es, entsprechend der Ergebnisse der Studie von Hogy und Kollegen (HOGY et al. 2013) zu einer Verkürzung der absoluten Schrittdauer und somit bei individuell gleichbleibender Geschwindigkeit zu einer Erhöhung der Schrittfrequenz. Auch eine Erhöhung der relativen Stemmphasendauer in allen verbleibenden Gliedmaßen war zu beobachten, was die Tendenz aus einer vorherigen Studie mit induzierter Hinterhandlahmheit (FISCHER et al. 2013) bestätigt. Das bedeutet, dass die Hunde die Gliedmaßen relativ länger auf dem Boden verweilen ließen, um beispielsweise die Stabilität und die Balance während der Fortbewegung besser kontrollieren zu können. In beiden vorausgegangenen Amputationsstudien wurde lediglich die absolute Stemmphasendauer untersucht. In der Studie von Kirpensteijn und Kollegen (KIRPENSTEIJN et al. 2000) zeigte sich eine Verkürzung derselben in der ipsilateralen Vordergliedmaße. Dies war übereinstimmend mit den Ergebnissen der vorliegenden Studie. Zusammenfassend ging aus den kinetischen Ergebnissen deutlich hervor, dass Hunde, um den Verlust einer Hintergliedmaße zu kompensieren, im tripeden Gang in erster Linie das nichtbetroffene diagonale Beinpaar verwendeten. Hierbei erfuhr insbesondere die verbleibende Hintergliedmaße markante Veränderungen und war besonders bei der Betrachtung der kraniokaudalen Kraft maßgeblich verantwortlich für die Kompensation des Funktionsverlusts. Insgesamt waren aber, vor allem auf der Ebene der temporären Gangzeitparameter, alle verbleibenden Gliedmaßen an der Kompensation beteiligt.

Da das Gangbild ein komplexes Zusammenspiel auf verschiedenen Ebenen ist, gilt es, die Probanden ganzheitlich zu betrachten und somit auch Veränderungen auf muskulärer Ebene miteinzubeziehen. Muskulatur ist ein plastisches Gewebe und stellt den Motor für die Fortbewegung dar. So ist bei verstärkter Beschleunigung beispielsweise eine schnellere Retraktion der Gliedmaße mit vermehrter Aktivität der Retraktorenmuskulatur zu beobachten. Nur durch die Untersuchung ausgewählter Muskeln/Muskelgruppen ist es möglich, einen Einblick in den muskulären Adaptionsmechanismus während der tripeden Fortbewegung zu erlangen. In den bisherigen Amputationsstudien erfolgte keine Untersuchung der Muskulatur, sodass sich lediglich Vermutungen über den Kompensationsmechanismus aus vorausgegangen Lahmheitsstudien anstellen ließen. Von Interesse bei der vorliegenden Studie

Diskussion

waren insbesondere Gliedmaßenmuskeln, die zum Einen ihre Aktivität während der Stemmphase der entsprechenden Gliedmaße zeigen und zum Anderen in ihrer Funktion sogenannte Antigravitationsmuskeln sind, wodurch bei der Umverteilung des Körpergewichts Veränderungen zu erwarten sind. Zudem war die lange Rückenmuskulatur von besonderem Interesse, um einen Überblick über die Rolle des Rückens im Rahmen der Kompensations- mechanismen beim Verlust einer Hintergliedmaße zu erhalten. Da in dieser Studie die Muskelaktivität mittels OEMG detektiert wurde, waren auch nur oberflächlich gelegene Muskeln von Interesse. In der verbleibenden Hintergliedmaße wurde der M. vastus lateralis als ein in der Stemmphase aktiver Muskel näher betrachtet, in den Vordergliedmaßen der M. triceps brachii beidseits und als Rückenmuskel der M. longissimus dorsi. Als Problematik der OEMG ist der sogenannte „crosstalk“ zu nennen. Dieser kommt zustande, wenn beispielsweise durch die Hautverschieblichkeit beim Hund in der Fortbewegung nicht nur Signale des selektierten Muskels, sondern auch solche benachbarter Muskeln/Muskelgruppen abgeleitet werden. Als Resultat erhält man ein Mischsignal aus den Aktivitäten der abgeleiteten Muskeln. Ist das EMG-Signal jedoch verrauscht oder gedämpft in seiner Intensität oder Deutlichkeit, ist neben Bewegungsartefakten häufig eine veränderte Hautbeschaffenheit durch z.B. Reaktion auf die Rasur, vermehrtes Drüsenvorkommen in der Haut oder durch eine größere Fettschicht unter der Haut als Ursache auszumachen. Aus diesem Grund wurden in der vorliegenden Studie die erhaltenen elektromyographischen Daten der ausgewählten Muskeln mit denen aus invasiven Elektromyographie-Studien (z.B. NOMURA et al., 1966; TOKURIKI 1973; GOSLOW et al., 1981; SCHILLING et al., 2009) verglichen.

In Bezug auf die eingangs gestellten Hypothesen lassen sich die Ergebnisse für die selektierten Muskeln, die in der zweiten Studie bearbeitet und analysiert wurden, wie folgt diskutieren:

1) „Entsprechend vorangegangener Lahmheitsstudien wird eine verstärkte Aktivität des M. vastus lateralis der verbleibenden Hintergliedmaße erwartet; nicht zuletzt durch die vermutlich höhere Lastaufnahme.“

Diskussion

Bisher wurde der M. vastus lateralis, für den eine monophasische Aktivität während der Stemmphase (GOSLOW et al. 1981) charakteristisch ist, im physiologischen Zustand (NOMURA et al. 1966; TOKURIKI, 1973; WENTINK 1976; GOSLOW et al. 1981; SCHILLING und CARRIER 2009) sowie beim lahmenden Tier (BOCKSTAHLER et al. 2012; FISCHER et al. 2013) untersucht. Beim Hund mit Hinterbeinlahmheit zeigten sich divergierende Resultate. In der Studie von Bockstahler und Kollegen, in der Hunde mit einseitiger Hüftgelenksarthrose untersucht wurden, war der M. vastus lateralis in der kontralateralen Hintergliedmaße vermindert aktiv, wohingegen die caninen Probanden bei der Studie der Arbeitsgruppe Fischer und Kollegen (FISCHER et al. 2013) auf die induzierte Lahmheit mit einem Anstieg der Aktivitätsdauer sowie der Intensität reagierten. In der vorliegenden Studie wies der M. vastus lateralis eine übereinstimmende physiologische Aktivität im quadrupeden Zustand mit früheren invasiven EMG-Studien (NOMURA et al. 1966; TOKURIKI 1973; WENTINK 1976; GOSLOW et al. 1981) sowie mit OEMG Studien (BOCKSTAHLER et al. 2009; BOCKSTAHLER et al. 2012; FISCHER et al. 2013) auf. Im tripeden Zustand bestärkte sich die Tendenz aus der Studie mit induzierter Lahmheit (FISCHER et al. 2013). Es kam sowohl zu einer deutlichen Verstärkung der Intensität als auch zu einer Verlängerung derselben unter Beibehaltung des monophasischen Aktivierungsmusters. Durch die vermehrte Lastaufbringung auf diese Extremität während der tripeden Fortbewegung wird eine erhöhte Stabilität gegen ein mögliches Kollabieren der Gliedmaße notwendig. Die erhöhte Rekrutierung dieses Muskels im dreibeinigen Gang ist durch seine Funktion als Extensor des Kniegelenks sowie als Antigravitationsmuskel (ARMSTRONG et al., 1982) während des Bodenkontaktes zu erklären. Der Intensitätsanstieg und die Aktivierung des Muskels durch beinahe die gesamte Stemmphase hindurch indizierte eine Veränderung der Funktion der Hintergliedmaße von einem hebelartigen zu einem springfederähnlichen Verhalten. Zudem galt es, die fehlende Beschleunigung durch Hi wieder auszugleichen. Somit zeigte der M. vastus lateralis besonders im zweiten Teil der Stemmphase einen starken Anstieg seiner Intensität.

2) „Entsprechend der Annahme bei den kinetischen Daten über eine Beteiligung der Vordergliedmaßen wird auch von Veränderungen beim M. triceps brachii der Vordergliedmaßen ausgegangen.“

Diskussion

Der M. triceps brachii wies im Gegensatz zu der vorangegangen Lahmheitsstudie (FISCHER et al. 2013) signifikante Veränderungen auf. Auch dieser Gliedmaßenmuskel dient durch seine Funktion als Extensor des Ellbogengelenks als Antigravitationsmuskel (TOKURIKI 1973; GOSLOW et al. 1981; ARMSTRONG et al. 1982) und zeigte in dieser Studie im physiologischen Zustand ein biphasisches Aktivitätsmuster mit einer ersten Aktivitätsphase über ~80% der Stemmphase; der zweite Teil der Aktivierung war eher der Aktivität des M. brachialis (NOMURA et al. 1966; TOKURIKI 1973; GOSLOW et al. 1981) oder dem zweigelenkigen Caput laterale des M. triceps brachii zuzuordnen (GOSLOW et al. 1981; EVANS 1993). Beide Vordergliedmaßen zeigten eine gesteigerte Aktivität über die Zeit (SEMG area); die kontralaterale Vordergliedmaße wies zudem eine erhöhte maximale Aktivität sowie einen früheren Beginn der Muskelaktivität auf. Da auch die Vordergliedmaßen einen höheren Anteil des Körpergewichtes trugen, ist durch die Funktion als Stabilisator des Gelenks dieser Intensitätsanstieg zu erklären. Übereinstimmend mit den muskelphysiologischen Ergebnissen fand auf kinetischer Ebene in der kontralateralen Vordergliedmaße eine vermehrte Beschleunigung statt (FUCHS et al. subm.). 3) „Um den Körper des Hundes auch im tripeden Gang möglichst achsenstabil zu halten und um die fehlende Unterstützung durch die „amputierte“ Gliedmaße auszugleichen, ist eine Beteiligung des M. longissimus dorsi notwendig. Hier wird eine zentrale Rolle in der muskulären Adaption erwartet.“ Von elementarer Bedeutung für diese Studie war die Betrachtung der Adaption der langen Rückenmuskulatur. Der M. longissimus dorsi zeigte als physiologische Aktivität ein charakteristisches biphasisches Aktivierungsmuster mit je einer Phase der Muskelrekrutierung gegen Ende der gleichseitigen Stemm- bzw. Schwingphase (NOMURA et al. 1966; TOKURIKI 1973; RITTER et al. 2001). Neben seiner Funktion als Stabilisierer und Mobilisierer des Rückens wirkt er auch als Antagonist Kräften entgegen, die in sagittaler sowie horizontaler Ebene durch die Aktivierung der Pro- bzw. Retraktorenmuskulatur der Hinterextremitäten entstehen (SCHILLING und CARRIER 2009). Von essentieller Bedeutung für den Hund in der tripeden Fortbewegung ist, dass zum Einen der Rücken in seiner sagittalen Ebene trotz gravitationsbedingter Einflüsse und der fehlenden Unterstützung durch Hi stabil gehalten wird. Zum Anderen muss das Becken fixiert werden, damit für die enorme Beschleunigungskraft ausgehend von Hc im tripeden Zustand eine stabile Basis für

Diskussion

die Retraktorenmuskulatur besteht. Durch die verminderte Pro- bzw. Retraktorenaktivität von Hi muss das Becken wieder aktiv in der horizontalen Ebene durch die lange Rückenmuskulatur von der kontralateralen Seite wegbewegt werden, auf die es sich während des Auffußens von Hc bewegt. Durch das Fehlen der sagittalen sowie horizontalen Kraft von Hi kam es auf der kontralateralen Seite des langen Rückenmuskels zu einer deutlich geringeren und später auftretenden Aktivität des kontralateralen M. longissimus dorsi während der Stemmphase von Hc. Die zweite Aktivität hingegen war signifikant verlängert und von größerer Intensität, da es hier nun zum Einfluss der Retraktorenmuskulatur durch die vermehrte Beschleunigung in Hc auf den Rücken kam. Im M. longissimus dorsi der ipsilateralen Seite ließ sich eine Abkehr vom biphasischen Aktivierungsmuster hin zum monophasischen ermitteln. Die Aktivierung fand nun im tripeden Zustand während der Stemmphase von Fc statt, d.h. während der eigentlichen Bodenkontaktzeit der fehlenden Hintergliedmaße. Wie oben bereits aufgeführt, war hier eine enorme zusätzliche Stabilisierung und Mobilisierung der ipsilateralen Rückenmuskulatur notwendig, um den Rücken des Hundes in seinen Ebenen zu halten. Im Gegensatz zu den kinetischen Ergebnissen, bei denen eine hauptsächliche Kompensation des Verlusts einer Hintergliedmaße durch die Anpassungen des nichtbetroffenen Beinpaares deutlich wurde, waren auf muskulärer Ebene besonders Veränderungen in der Aktivität der Gliedmaßenmuskeln auf der kontralateralen Körperseite des Hundes zu verzeichnen. Entsprechend der verstärkten Lastaufnahme und der vermehrten Beschleunigungsfunktion von Hc zeigte besonders der M. vastus lateralis eine markant erhöhte Aktivierung. Von herausragender Bedeutung war die Veränderung des Aktivierungsmusters des M. longissimus dorsi der ipsilateralen Körperseite. Die monophasische Aktivität während der tripeden Lokomotion veranschaulichte die Fähigkeit der langen Rückenmuskulatur, sowohl die fehlende Unterstützung durch Hi in sagittaler Ebene auszugleichen, als auch das Potenzial dieses Muskels, das Becken in seiner horizontalen Ebene zurückzuführen und dieses als Ausgangspunkt für die gegenüberliegende Retraktorenmuskulatur zu fixieren.

Zusammenfassend ist zu sagen, dass die vorliegende Studie deutlich gemacht hat, dass bei der Umstellung vom quadrupeden in den tripeden Gang biomechanisch komplexe Vorgänge stattfinden, die sich nicht nur auf eine Gliedmaße beschränken, sondern die den Hund

Diskussion

gesamtkörperlich betreffen. Die veränderte Belastung der einzelnen Gliedmaßen sowie die Anpassung in ihrer Funktion auf kinetischer Ebene spiegeln sich in einem modifizierten Aktivierungsmuster der hier untersuchten Gliedmaßenmuskeln wider. Besonders die Rolle des Rückens in der Adaption an die neuartige Lokomotion geht deutlich hieraus hervor. Das Modell hat sich für die Untersuchung des tripeden Gangs aufgrund der zahlreichen Übereinstimmungen mit vorherigen Studien (KIRPENSTEIJN et al. 2000; HOGY et al. 2013) als geeignet erwiesen. Die Ergebnisse sind jedoch vorsichtig zu interpretieren, da es sich hier lediglich um eine Momentaufnahme handelt und keinerlei Verlaufsstudie durchgeführt wurde. Aus Beobachtungen während der Trainingsphase ist übereinstimmend mit Befragungen von Patientenbesitzern aus vorangegangenen Studien (WITHROW und HIRSCH 1979; CARBERRY und HARVEY 1987; KIRPENSTEIJN et al. 1999; GALINDO-ZAMORA 2012) festzustellen, dass sich die Hunde schnell an die tripede Lokomotion gewöhnten und diese scheinbar mühelos bewältigten. Da alle Gliedmaßen in den Kompensationsprozess miteingebunden waren, ist es Patientenbesitzern auch anzuraten, in Verlaufskontrollen den Hund entsprechend gesamtkörperlich untersuchen zu lassen. Ebenso wäre es von Vorteil, eine anschließende Physiotherapie folgen zu lassen, um etwaigen Muskelverspannungen und - verkürzungen (besonders im ipsilateralen Rückenmuskel) vorzubeugen. Um jedoch die langfristigen Folgen einer Gliedmaßenamputation besser abschätzen zu können, sind begleitende Langzeitstudien notwendig.

Zusammenfassung

6. Zusammenfassung

Aniela Fuchs

Computergestützte Ganganalyse bei Hunden ohne und mit induziertem Verlust der Hintergliedmaße – Vergleich mit Daten von Amputationspatienten

In der Veterinärmedizin bestehen bei dem Thema Gliedmaßenamputation beim Hund häufig Unsicherheiten, nicht nur seitens der Patientenbesitzer, sondern auch von Seiten der Tierärzte. Meist spielt hier die Sorge mit, der Hund könne sich nicht ausreichend an den dreibeinigen Gang adaptieren. Bisher gibt es nur wenige ganganalytische Studien hierzu, die objektiv die biomechanischen Veränderungen vom quadrupeden zum tripeden Gangbild untersuchen. Zudem konnten die Amputationspatienten nicht individuell vorher - nachher verglichen werden. Ziel dieser Studie war es deshalb, metrische, kinetische sowie elektromyographische Parameter bei gesunden Hunden zu evaluieren und diese innerhalb derselben Probandengruppe im vier- und dreibeinigen Lauf miteinander zu vergleichen, um die Kompensationsmechanismen sowie die Umverteilung des Körpergewichts genauer beurteilen zu können. Dafür wurden in dieser Arbeit insgesamt 10 Beagle trainiert, sich durch das Hochbinden der rechten Hintergliedmaße an die dreibeinige Fortbewegung zu adaptieren. Um diesen Adaptionsvorgang biomechanisch genauer beschreiben zu können, wurden die Hunde mittels computergestützter Ganganalyse auf einem motorisierten Laufband zunächst im vierbeinigen Trab, danach im dreibeinigen Lauf untersucht. Zur ganzheitlichen Betrachtung der Kompensationsmechanismen wurden neben den Bodenreaktionskräften auch ausgewählte Muskeln elektromyographisch untersucht. Vom M. triceps brachii der beiden Vordergliedmaßen, dem M. vastus lateralis der linken Hintergliedmaße und dem M. longissimus dorsi beidseitig wurden Veränderungen in den Aktivierungsmustern betrachtet. Der Schwerpunkt lag auf kinetischer Ebene neben der Betrachtung der Veränderung der Bodenkontaktzeiten und der Fußfolge auf dem Vergleich der Parameter der Bodenreaktionskräfte zwischen beiden Zuständen. Hier wurden neben den Veränderungen der vertikalen Kraft auch die der kraniokaudalen sowie Kräfte näher untersucht. Abschließend

Zusammenfassung

fand auf muskelphysiologischer Ebene eine Analyse der Aktivierungsmuster sowie der Höhe der Aktivierung der ausgewählten Gliedmaßen- und der Rückenmuskulatur statt. Insgesamt konnte festgestellt werden, dass alle Gliedmaßen eine verlängerte relative Stemmphasendauer begründet vor allem durch eine verkürzte Schrittdauer aufwiesen. Die Verteilung des Körpergewichts verschob sich von 60% und 40% auf den Vorder- bzw. Hintergliedmaßen auf etwa 33% auf allen verbleibenden Gliedmaßen. Dementsprechend näherte sich im dreibeinigen Zustand die vertikale Kraft in ihrer Höhe der Hintergliedmaße der der beiden Vorderbeine an. Bezüglich des Beschleunigungs- und Bremsverhalten konnte festgestellt werden, dass hier vordergründig eine Veränderung im nichtbetroffenen diagonalen Beinpaar stattfand. Hierbei zeigte die ipsilaterale Vordergliedmaße eine signifikant höhere maximale Bremskraft sowie ein reduziertes Beschleunigen. Die verbleibende Hintergliedmaße wies einen signifikanten Anstieg sowohl der Brems- als auch der Beschleunigungskraft auf. Bei den elektromyographischen Untersuchungen waren in allen Muskeln signifikante Veränderungen zu verzeichnen, die sich im M. vastus lateralis in einem Intensitätsanstieg sowie in einer verlängerten Aktivierungsdauer äußerten. Auch der M. triceps brachii beider Vordergliedmaßen unterlag Veränderungen; eine Zunahme der Intensität konnte in beiden Muskeln festgestellt werden, hinzu kam eine frühere Aktivierung des M. triceps brachii der kontralateralen Seite. Bei der Untersuchung des M. longissimus dorsi stellte sich eine Veränderung des biphasischen Aktivierungsmusters zu einem monophasischen auf der ipsilateralen Seite heraus, während auf der kontralateralen Seite vor allem die zweite Aktivität einer Intensitätssteigerung und die erste Aktivität einer Intensitätsabnahme unterlag. Zusammenfassend lässt sich auf kinetischer Ebene festhalten, dass vor allem das diagonale Beinpaar bestehend aus der kontralateralen Hinter- und der ipsilateralen Vordergliedmaße maßgeblich für die Kompensation des Verlusts einer Hintergliedmaße verantwortlich ist. Auf elektromyographischer Ebene ist eine Stabilisierung des Rückens insbesondere durch die Änderung des Aktivitätsmusters im ipsilateralen M. longissimus dorsi zu sehen. Zudem spiegeln sich die gesteigerten Kräfte der verbleibenden Hintergliedmaße in einer stark erhöhten Muskelaktivität des M. vastus lateralis wider. Diese biomechanischen Veränderungen müssen bei der weiteren Behandlung und begleitender physiotherapeutischer Therapie bedacht werden.

Summary

7. Summary

Aniela Fuchs

Computerized gait analysis in dogs without and with an induced complete loss of hindlimb function – comparison with data from amputees

Amputating a dog’s limb is an often controversially discussed decision on the part of owners as well as veterinarians. Especially pet owners express their concern of the dog being able to adapt to tripedal locomotion. Only few studies compared kinetic and kinematic gait parameters between healthy dogs and amputated patients. The aim of this study was to evaluate the biomechanical adaption mechanisms of the dogs when comparing quadrupedal and tripedal locomotion within an individual dog. For this study kinetic and electromyographic data as well as temporal gait parameters were analyzed. 10 clinically and orthopedically sound Beagles were enrolled in this study. An amputation was simulated by tying the right hindlimb up in a way that did not interfere with the dog’s locomotion. The dogs were habituated to walk tripedally first on the ground, then on an instrumented treadmill. To gain an overview of the biomechanical and electromyographic alterations in tripedal conditions the dogs first trotted quadrupedally, then tripedally on the treadmill. Ground reaction forces were analyzed as well as selected muscles. A superficial electromyography was performed on the m. triceps brachii of both forelimbs, on the m. longissimus dorsi on both body sides as well as on the m. vastus lateralis of the left hindlimb, and changes in activation patterns were studied. Beside the temporal gait parameters, e.g. footfall pattern and stance durations, kinetic parameters were examined. Concerning the ground reaction force changes in load distribution, vertical and craniocaudal ground reaction forces were investigated. To achieve an integrated view of the compensation mechanisms, muscular data were analyzed as well. That is, activation patterns as well as intensity of activation of the selected muscles were studied. It could be observed that all limbs showed prolonged relative stance duration due to a shortened stride duration in tripedal locomotion. The load distribution changed from 60% and 40% on the fore- and hindlimbs, respectively, to ~33% on each limb. Confounding with these results an increase of the vertical force in the

Summary

contralateral hindlimb was noted. Overall, changes could mainly be observed in the unaffected diagonal limb pair. That is, a significant increase of braking force and a decrease of propulsion in the ipsilateral forelimb. Beside the changes of the vertical force in the remaining hindlimb an increase of both, braking and propulsion, could be noted. Regarding the electromyographic changes, alterations in all of the selected muscles could be detected. The m. vastus lateralis experienced an increase in the intensity parameters as well as prolonged activity duration. Concerning the m. triceps brachii, especially the forelimb muscle on the contralateral side showed significant changes in timing and intensity whereas in the ipsilateral muscle only an increase in intensity could be detected. The m. longissimus dorsi of the ipsilateral side changed its biphasic activation pattern into a monophasic one. The back muscle on the contralateral side showed first and foremost a changed second peak activity concerning its increased intensity as well as in its prolonged timing whereas the first peak decreased in its intensity. In conclusion, in kinetics the diagonal unaffected limb pair first and foremost is responsible for the compensation for loss of a hindlimb. In electromyography, changes could particularly be observed in the ipsilateral m. longissimus dorsi and, according to the kinetic changes, in the remaining hindlimb, in the m. vastus lateralis. These biomechanical adaptions have to be considered concerning treatment and when creating concomitant physiotherapy especially for younger dogs.

Literaturverzeichnis

8. Literaturverzeichnis

ABDELHADI, J., WEFSTAEDT, P., NOLTE, I.u.SCHILLING, N. (2012): Fore-Aft Ground Force Adaptations to Induced Forelimb Lameness in Walking and Trotting Dogs. Plos One 7:e52202,

ABDELHADI, J., WEFSTAEDT, P., GALINDO-ZAMORA, V., ANDERS, A., NOLTE, I.u.SCHILLING, N. (2013): Load redistribution in walking and trotting Beagles with induced forelimb lameness. Am J Vet Res 74, 34-39.

ALLEN, K., DECAMP, C. E., BRADEN, T. D.u.BAHNS, M. (1994): Kinematic Gait Analysis of the Trot in Healthy Mixed Breed Dogs. Vet Comp Orthopaed 7, 148-153.

ARMSTRONG, R. B., SAUBERT, C. W., SEEHERMAN, H. J.u.TAYLOR, C. R. (1982): Distribution of Fiber Types in Locomotory Muscles of Dogs. Am J Anat 163, 87-98.

BARREY, E., GALLOUX, P., VALETTE, J. P., AUVINET, B.u.WOLTER, R. (1993): Stride Characteristics of Overground Versus Treadmill Locomotion in the Saddle Horse. Acta Anat 146, 90-94.

BENNETT, R. L., DECAMP, C. E., FLO, G. L., HAUPTMAN, J. G.u.STAJICH, M. (1996): Kinematic gait analysis in dogs with hip dysplasia. Am J Vet Res 57, 966-971.

BERTRAM, J. E. A., LEE, D. V., CASE, H. N.u.TODHUNTER, R. J. (2000): Comparison of the trotting gaits of Labrador Retrievers and Greyhounds. Am J Vet Res 61, 832-838.

BOCKSTAHLER, B. B., GESKY, R., MUELLER, M., THALHAMMER, J. G., PEHAM, C.u.PODBREGAR, I. (2009): Correlation of Surface Electromyography of the Vastus Lateralis Muscle in Dogs at a Walk with Joint Kinematics and Ground Reaction Forces. Vet Surg 38, 754-761.

BOCKSTAHLER, B., KRAUTLER, C., HOLLER, P., KOTSCHWAR, A., VOBORNIK, A.u.PEHAM, C. (2012): Pelvic Limb Kinematics and Surface Electromyography of the Vastus Lateralis, Biceps Femoris, and Gluteus Medius Muscle in Dogs with Hip Osteoarthritis. Vet Surg 41, 54-62.

BÖDDEKER, J., DRÜEN, S., NOLTE, I.u.WEFSTAEDT, P. (2010):

Literaturverzeichnis

Comparative motion analysis of the canine hind limb during gait on force plate and treadmill. Berl Munch Tierarztl 123, 431-439.

BUCHNER, H. H. F., SAVELBERG, H. H. C. M., SCHAMHARDT, H. C., MERKENS, H. W.u.BARNEVELD, A. (1994): Kinematics of Treadmill Versus Overground Locomotion in Horses. Vet Quart 16, 87-90.

BUDSBERG, S. C., VERSTRAETE, M. C.u.SOUTASLITTLE, R. W. (1987): Force Plate Analysis of the Walking Gait in Healthy Dogs. Am J Vet Res 48, 915-918.

BUDSBERG, S. C., VERSTRAETE, M. C., SOUTASLITTLE, R. W., FLO, G. L.u.PROBST, C. W. (1988): Force Plate Analyses before and after Stabilization of Canine Stifles for Cruciate Injury. Am J Vet Res 49, 1522-1524.

BUDSBERG, S. C., JEVENS, D. J., BROWN, J., FOUTZ, T. L., DECAMP, C. E.u.REECE, L. (1993): Evaluation of Limb Symmetry Indexes, Using Ground Reaction Forces in Healthy Dogs. Am J Vet Res 54, 1569-1574.

BUDSBERG, S. C., RYTZ, U.u.JOHNSTON, S. A. (1999): Effects of acceleration on ground reaction forces collected in healthy dogs at a trot. Vet Comp Orthopaed 12, 15-19.

CARBERRY, C.u.HARVEY, H. (1987): Owner satisfaction with limb amputation in dogs and cats. J Am Anim Hosp Assoc 23, 227-232.

CARRIER, D. R., GREGERSEN, C. S.u.SILVERTON, N. A. (1998): Dynamic gearing in running dogs. J Exp Biol 201, 3185-3195.

CARRIER, D. R., DEBAN, S. M.u.FISCHBEIN, T. (2006): Locomotor function of the pectoral girdle 'muscular sling' in trotting dogs. J Exp Biol 209, 2224-2237.

CARRIER, D. R., DEBAN, S. M.u.FISCHBEIN, T. (2008): Locomotor function of forelimb protractor and retractor muscles of dogs: evidence of strut- like behavior at the shoulder. J Exp Biol 211, 150-162.

CAVAGNA, G. A., HEGLUND, N. C.u.TAYLOR, C. R. (1977): Mechanical Work in Terrestrial Locomotion - 2 Basic Mechanisms for Minimizing Energy- Expenditure. Am J Physiol 233, R243-R261.

Literaturverzeichnis

DEBAN, S. M., SCHILLING, N.u.CARRIER, D. R. (2012): Activity of extrinsic limb muscles in dogs at walk, trot and gallop. J Exp Biol 215, 287-300.

DECAMP, C. E., SOUTASLITTLE, R. W., HAUPTMAN, J., OLIVIER, B., BRADEN, T.u.WALTON, A. (1993): Kinematic Gait Analysis of the Trot in Healthy Greyhounds. Am J Vet Res 54, 627-634.

DECAMP, C. E., RIGGS, C. M., OLIVIER, N. B., HAUPTMAN, J. G., HOTTINGER, H. A.u.SOUTASLITTLE, R. W. (1996): Kinematic evaluation of gait in dogs with cranial cruciate ligament rupture. Am J Vet Res 57, 120-126.

DECAMP, C. E. (1997): Kinetic and kinematic gait analysis and the assessment of lameness in the dog. Vet Clin N Am-Small 27, 825-840.

DICKINSON, M. H., FARLEY, C. T., FULL, R. J., KOEHL, M. A. R., KRAM, R.u.LEHMAN, S. (2000): How animals move: An integrative view. Science 288, 100-106.

DRÜEN, S., BÖDDEKER, J., NOLTE, I.u.WEFSTAEDT, P. (2010): Ground reaction forces of the canine hindlimb: Are there differences between gait on treadmill and force plate? Berl Munch Tierarztl 123, 339-345.

DUPUIS, J., HARARI, J., PAPAGEORGES, M., GALLINA, A. M.u.RATZLAFF, M. (1994): Evaluation of Fibular Head Transposition for Repair of Experimental Cranial Cruciate Ligament Injury in Dogs. Vet Surg 23, 1-12.

ELLIOTT, B. C.u.BLANKSBY, B. A. (1976): Cinematographic Analysis of Overground and Treadmill Running by Males and Females. Med Sci Sports Exerc 8, 84-87.

EVANS, H. E. (1993): Miller's anatomy of the dog. 3. Auflage. Verlag Elsevier, Saunders, Philadelphia.,

EVANS, R., GORDON, W. J.u.CONZEMIUS, M. (2003): Effect of velocity on ground reaction forces in dogs with lameness attributable to tearing of the cranial cruciate ligament. Am J Vet Res 64, 1479-1481.

Literaturverzeichnis

FANCHON, L.u.GRANDJEAN, D. (2009): Habituation of healthy dogs to treadmill trotting: Repeatability assessment of vertical ground reaction force. Res Vet Sci 87, 135-139.

FISCHER, M. S.u.LILJE, K. E. (2011): Hunde in Bewegung. Kosmos Verlag, 1-207.

FISCHER, S., ANDERS, A., NOLTE, I.u.SCHILLING, N. (2013): Compensatory load redistribution in walking and trotting dogs with limb lameness. Vet J 197, 746-752.

FISCHER, S., NOLTE, I.u.SCHILLING, N. (2013): Adaptations in Muscle Activity to Induced, Short-Term Hindlimb Lameness in Trotting Dogs. Plos One 8:e80987,

FUCHS, A., GOLDNER, B., NOLTE, I.u.SCHILLING, N. (subm.): Ground reaction force adaptions to tripedal locomotion. Vet J

GALINDO-ZAMORA, V. (2012): Selected clinical studies on canine joint function and morphology using computerized gait analysis and diagnostic imaging. Hannover, Tierärztliche Hochsch., Ph.D. Diss.

GALINDO-ZAMORA, V., VON BABO, V., EBERLE, N., SIMON, D., NOLTE, I.u.WEFSTAEDT, P. (subm.): Kinetic, kinematic, magnetic resonance and owner evaluation of dogs before and after the amputation of a hindlimb. Am J Vet Res

GOLDNER, B., FUCHS, A., NOLTE, I.u.SCHILLING, N. (subm.): Kinematic adaptions to tripedal locomotion in dogs. Vet J

GOSLOW, G. E., SEEHERMAN, H. J., TAYLOR, C. R., MCCUTCHIN, M. N.u.HEGLUND, N. C. (1981): Electrical-Activity and Relative Length Changes of Dog Limb Muscles as a Function of Speed and Gait. J Exp Biol 94, 15-42.

GRAY, J. (1968): Animal locomotion. Norton, New York, 1-479.

Literaturverzeichnis

GREGERSEN, C. S., SILVERTON, N. A.u.CARRIER, D. R. (1998): External work and potential for elastic storage at the limb joints of running dogs. J Exp Biol 201, 3197-3210.

HERZOG, W., NIGG, B. M., READ, L. J.u.OLSSON, E. (1989): Asymmetries in ground reaction force patterns in normal human gait. Med Sci Sports Exerc 21, 110-4.

HERZOG, W.u.LONGINO, D. (2007): The role of muscles in joint adaptation and degeneration. Langenbeck Arch Surg 388, 305-315.

HILDEBRAND, M. (1966): Analysis of the symmetrical gaits of tetrapods. Folia Biotheor. 6,

HOGY, S. M., WORLEY, D. R., JARVIS, S. L., HILL, A. E., REISER, R. F., 2NDu.HAUSSLER, K. K. (2013): Kinematic and kinetic analysis of dogs during trotting after amputation of a pelvic limb. Am J Vet Res 74, 1164-71.

JARVIS, S. L., WORLEY, D. R., HOGY, S. M., HILL, A. E., HAUSSLER, K. K.u.REISER, R. F., 2ND (2013): Kinematic and kinetic analysis of dogs during trotting after amputation of a thoracic limb. Am J Vet Res 74, 1155-63.

JENKINS, F. A.u.CAMAZINE, S. M. (1977): Hip Structure and Locomotion in Ambulatory and Cursorial Carnivores. J Zool 181, 351-370.

JEVENS, D. J., HAUPTMAN, J. G., DECAMP, C. E., BUDSBERG, S. C.u.SOUTASLITTLE, R. W. (1993): Contributions to Variance in Force-Plate Analysis of Gait in Dogs. Am J Vet Res 54, 612-615.

KAPATKIN, A. S., ARBITTIER, G., KASS, P. H., GILLEY, R. S.u.SMITH, G. K. (2007): Kinetic gait analysis of healthy dogs on two different surfaces. Vet Surg 36, 605-608.

KATIC, N., BOCKSTAHLER, B. A., MUELLER, M.u.PEHAM, C. (2009): Fourier analysis of vertical ground reaction forces in dogs with unilateral hind limb lameness caused by degenerative disease of the hip joint and in dogs without lameness. Am J Vet Res 70, 118-126.

KIRPENSTEIJN, J., VAN DEN BOS, R.u.ENDENBURG, N. (1999): Adaptation of dogs to the amputation of a limb and their owners' satisfaction with the procedure.

Literaturverzeichnis

Vet Rec 144, 115-118.

KIRPENSTEIJN, J., VAN DEN BOS, R., VAN DEN BROM, W. E.u.HAZEWINKEL, H. A. W. (2000): Ground reaction force analysis of large breed dogs when walking after the amputation of a limb. Vet Rec 146, 155-159.

LAUER, S. K., HILLMAN, R. B., LI, L.u.HOSGOOD, G. L. (2009): Effects of treadmill inclination on electromyographic activity and hind limb kinematics in healthy hounds at a walk. Am J Vet Res 70, 658-664.

LEE, D. V., BERTRAM, J. E. A.u.TODHUNTER, R. J. (1999): Acceleration and balance in trotting dogs. J Exp Biol 202, 3565-3573.

LEE, D. V., STAKEBAKE, E. F., WALTER, R. M.u.CARRIER, D. R. (2004): Effects of mass distribution on the mechanics of level trotting in dogs. J Exp Biol 207, 1715-1728.

MCLAUGHLIN, R. M. (2001): Kinetic and kinematic gait analysis in dogs. Vet Clin N Am-Small 31, 193-201.

MÖLSÄ, S. H., HIELM-BJORKMAN, A. K.u.LAITINEN-VAPAAVUORI, O. M. (2010): Force Platform Analysis in Clinically Healthy Rottweilers: Comparison with Labrador Retrievers. Vet Surg 39, 701-707.

MYERS, M. J.u.STEUDEL, K. (1997): Morphological conservation of limb natural pendular period in the domestic dog (Canis familiaris): Implications for locomotor energetics. J Morphol 234, 183-196.

NOMURA, S., SAWAZAKI, H.u.IBARAKI, T. (1966): Co-operated muscular action in postural adjustment and motion in dog, from the view of electromyographic kinesiology and joint mechanics. IV. About muscular activity in walk and trot. Jap J Zootech Sci 37, 221-229.

PASI, B. M.u.CARRIER, D. R. (2003): Functional trade-offs in the limb muscles of dogs selected for running vs. fighting. J Evol Biol 16, 324-332.

POY, N. S. J., DECAMP, C. E., BENNETT, R. L.u.HAUPTMAN, J. G. (2000):

Literaturverzeichnis

Additional kinematic variables to describe differences in the trot between clinically normal dogs and dogs with hip dysplasia. Am J Vet Res 61, 974-978.

RAGETLY, C. A., GRIFFON, D. J., MOSTAFA, A. A., THOMAS, J. E.u.HSIAO- WECKSLER, E. T. (2010): Inverse Dynamics Analysis of the Pelvic Limbs in Labrador Retrievers With and Without Cranial Cruciate Ligament Disease. Vet Surg 39, 513-522.

RITTER, D. A., NASSAR, P. N., FIFE, M.u.CARRIER, D. R. (2001): Epaxial muscle function in trotting dogs. J Exp Biol 204, 3053-3064.

ROBERTS, T. J.u.AZIZI, E. (2011): Flexible mechanisms: the diverse roles of biological springs in vertebrate movement. J Exp Biol 214, 353-361.

ROUSH, J. K.u.MCLAUGHLIN, R. (1994): Effects of Subject Stance Time and Velocity on Ground Reaction Forces in Clinically Normal Greyhounds at the Trot. Am J Vet Res 55, 1666-1671.

RUMPH, P. F., KINCAID, S. A., BAIRD, D. K., KAMMERMANN, J. R., VISCO, D. M.u.GOETZE, L. F. (1993): Vertical Ground Reaction Force Distribution during Experimentally Induced Acute Synovitis in Dogs. Am J Vet Res 54, 365-369.

RUMPH, P. F., LANDER, J. E., KINCAID, S. A., BAIRD, D. K., KAMMERMANN, J. R.u.VISCO, D. M. (1994): Ground Reaction Force Profiles from Force Platform Gait Analyses of Clinically Normal Mesomorphic Dogs at the Trot. Am J Vet Res 55, 756-761.

RUMPH, P. F., KINCAID, S. A., VISCO, D. M., BAIRD, D. K., KAMMERMANN, J. R.u.WEST, M. S. (1995): Redistribution of Vertical Ground Reaction Force in Dogs with Experimentally-Induced Chronic Hindlimb Lameness. Vet Surg 24, 384-389.

RUMPH, P. F., STEISS, J. E.u.MONTGOMERY, R. D. (1997): Effects of selection and habituation on vertical ground reaction force in Greyhounds. Am J Vet Res 58, 1206-1208.

RUMPH, P. F., STEISS, J. E.u.WEST, M. S. (1999):

Literaturverzeichnis

Interday variation in vertical ground reaction force in clinically normal Greyhounds at the trot. Am J Vet Res 60, 679-683.

SCHILLING, N.u.CARRIER, D. R. (2009): Function of the epaxial muscles during trotting. J Exp Biol 212, 1053-1063.

SCHILLING, N., FISCHBEIN, T., YANG, E. P.u.CARRIER, D. R. (2009): Function of the extrinsic hindlimb muscles in trotting dogs. J Exp Biol 212, 1036-1052.

SCHILLING, N.u.CARRIER, D. R. (2010): Function of the epaxial muscles in walking, trotting and galloping dogs: implications for the evolution of epaxial muscle function in tetrapods. J Exp Biol 213, 1490-1502.

SCHILLING, N. (2011): Evolution of the axial system in craniates: morphology and function of the perivertebral musculature. Front Zool 8:4,

SCHULZ, K. S. (2009) Weitere Erkrankungen der Knochen und Gelenke. in: T. W. FOSSUM (Hrsg.): Chirurgie der Kleintiere 2. Auflage. Verlag Elsevier, Urban und Fischer, München S. 1404-1411.

SHAHAR, R.u.BANKS-SILLS, L. (2004): A quasi-static three-dimensional, mathematical, three-body segment model of the canine knee. J Biomech 37, 1849-1859.

SLIJPER, E. J. (1946): Comparative biological-anatomical investigations on the vertebral column and spinal musculature of mammals. Verh. Kon. Akad. Wetenschappen Amsterdam 45, 1-128.

STEISS, J. E., YUILL, G. T., WHITE, N. A.u.BOWEN, J. M. (1982): Modifications of a Force Plate System for Equine Gait Analysis. Am J Vet Res 43, 538-540.

STONE, E. A. (1985) Amputation. in: C. D. NEWTONu.D. M. NUNAMAKER (Hrsg.): Textbook of small animal orthopaedics IVIS S. 577-588.

Literaturverzeichnis

SUTHERLAND, D. H. (2001): The evolution of clinical gait analysis part I: kinesiological EMG. Gait Posture 14, 61-70.

TOKURIKI, M. (1973): Electromyographic and Joint-Mechanical Studies in Quadrupedal Locomotion .2. Trot. Jap J Vet Sci 35, 525-533.

TORRES, B. T., MOENS, N. M. M., AL-NADAF, S., REYNOLDS, L. R., FU, Y. C.u.BUDSBERG, S. C. (2013): Comparison of overground and treadmill-based gaits of dogs. Am J Vet Res 74, 535-541.

VOSS, K., GALEANDRO, L., WIESTNER, T., HAESSIG, M.u.MONTAVON, P. M. (2010): Relationships of Body Weight, Body Size, Subject Velocity, and Vertical Ground Reaction Forces in Trotting Dogs. Vet Surg 39, 863-869.

VOSS, K., WIESTNER, T., GALEANDRO, L., HASSIG, M.u.MONTAVON, P. M. (2011): Effect of dog breed and body conformation on vertical ground reaction forces, impulses, and stance times. Vet Comp Orthop Traumatol 24, 106-112.

WAKELING, J. M., RITRUECHAI, P., DALTON, S.u.NANKERVIS, K. (2007): Segmental variation in the activity and function of the equine longissimus dorsi muscle during walking and trotting. Equine Comp. Exerc. Phys. 4, 95-103.

WEIGEL, J. P. (2003) Amputations. in: D. H. SLATTER (Hrsg.): Textbook of small animals surgery 3. Auflage. Verlag Elsevier, Saunders S. 2180-2190.

WENTINK, G. H. (1976): Action of Hind Limb Musculature of Dog in Walking. Acta Anat 96, 70-80.

WITHROW, S. J.u.HIRSCH, V. M. (1979): Owner response to amputation of a pet's leg. Vet Med, Small Anim Clin 74, 332-334.

ZANEB, H., KAUFMANN, V., STANEK, C., PEHAM, C.u.LICKA, T. F. (2009): Quantitative differences in activities of back and pelvic limb muscles during walking and trotting between chronically lame and nonlame horses.

Literaturverzeichnis

Am J Vet Res 70, 1129-1134.

Danksagung

9. Danksagung

Für die Ermöglichung dieser Arbeit, das Bereitstellen des toll ausgestatteten Ganganalyselabors der Klinik für Kleintiere der Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover sowie für die Unterstützung während der Bearbeitung dieses interessanten Themas möchte ich mich ganz herzlich bei Prof. Dr. Nolte bedanken.

Frau PD Dr. Schilling möchte ich ganz besonders danken für die herausragende Betreuung während dieser Arbeit, für die fachliche Einweisung in das Gebiet der Ganganalyse und für ihren unermüdlichen Optimismus, mit Schwierigkeiten im Training und während der Messungen umzugehen. Vielen Dank für die darüber hinausgehende Bereitschaft, immer wieder Frage und Antwort zu stehen.

Ein großer Dank geht auch an die Beaglepfleger/innen, ohne deren Hilfe und Entgegenkommen, das Training nicht halb so gut realisierbar gewesen wäre. Ganz herzlich möchte ich mich natürlich bei unseren Probanden bedanken – Alex (mein kleiner Sonnenschein), Alfred, Elvis, Erwin, Lara, Lou, Malte, Nico, Peggy und Simon. Sie haben alle super und motiviert mitgemacht.

Großen Dank möchte ich vor allem dem Ganganalyse-Team aussprechen - allen voran meiner Mitstreiterin Birte Goldner mit Nike, mit der ich diese Studie zusammen gestaltet und durchgeführt habe und darüber hinaus den restlichen Weg gemeinsam gegangen bin; begleitet nicht nur von fachlichen sondern auch von sehr lustigen, Mut machenden Gesprächen. Vielen Dank möchte ich auch Stefanie Fischer sagen, die mich in die ganganalytische Messung eingeführt hat und von der ich viele Tricks im Rahmen der Messungen aber auch für die weitere Bearbeitung gelernt habe. Aber auch für nicht-fachliche Gespräche, Anliegen und Lachen war immer Platz. Ein großer Dank geht an Alex Anders, ohne deren technische Hilfe sowie unermüdliche Motivation und Ideenreichtum während der Studie die Arbeit nicht so schnell zu ihrem Abschluss gekommen wäre. Auch Daniela Helmsmüller verdient ihren Dank aufgrund ihrer beharrlich-begabten Art, Probleme zu analysieren und zu lösen. Auch bei ihr möchte ich mich für viele lustige Momente bedanken. Des Weiteren möchte ich noch meinen

Danksagung

Vorgängern Vladimir Galindo-Zamora und Jalal Abdelhadi danken, die mir bei Fragen immer mit Rat und Tat vor allem in statistischen Fragen beiseite standen. Auch bei meinen Mitstreitern im Doktorandenzimmer möchte ich mich für viele lustige Stunden bedanken, auch noch nach dem Arbeitstag, allen voran Lisa Harder, die auch mit ihrem Fotografentalent einen Beitrag zu dieser Arbeit geleistet hat, sowie Anne Sieslack und Julika Darmstadt.

Mein besonderer Dank gilt meinem Gosi, der mich stets motiviert hat und mir sowohl während der Versuche als auch danach optimistisch und mit Rat und Tat zur Seite stand - vor allem bei der Korrektur des zweiten Papers. Vielen Dank! Du hast mich mit all meinen Launen ausgehalten, hattest immer ein offenes Ohr für mich über die ganze Zeit und mich immer wieder aufgemuntert und ermutigt.

Zuletzt möchte ich mich ganz besonders herzlich bei meiner Familie bedanken, die mich nicht nur während des gesamten Studiums unterstützt und angefeuert hat, sondern auch während der Doktorarbeit ihre Daumen für mich gehalten hat. Vielen Dank an meine Eltern, meine Schwester Caren und an meine Oma. Ihr seid toll und eine super Stütze während meines gesamten Werdegangs gewesen. Ohne euch hätte ich das Studium sowie diese tolle, aber auch anstrengende Doktorarbeitszeit niemals so gut geschafft.