Aus der Abteilung für Phoniatrie und Pädaudiologie der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg Vorstand: Prof. Dr. Dr.

Aus der Abteilung für Phoniatrie und Pädaudiologie der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg Vorstand: Prof. Dr. Dr. Ulrich Eysholdt Statische Zugversuche am Hemilarynxmodell: Vermessung des lokalen Deformations- und Relaxationsverhaltens von Schweinestimmlippen Inaugural-Dissertation zur Erlangung der Doktorwürde der Medizinischen Fakultät der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg vorgelegt von Melanie Tiemann aus Erlangen

Gedruckt mit Erlaubnis der Medizinischen Fakultät der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg Dekan: Prof. Dr. med. Dr. h. c. Jürgen Schüttler Referent: Prof. Dr.-Ing. Michael Döllinger Korreferent: Prof. Dr. med. Dr. rer. nat. Ulrich Eysholdt Tag der mündlichen Prüfung: 07.11.2012

Meiner Familie, besonders meinen Eltern und meiner Schwester in Liebe gewidmet.

Inhaltsverzeichnis 1 Zusammenfassung...1 1.1 Hintergrund und Ziele...1 1.2 Material und Methode...1 1.3 Ergebnisse und Beobachtungen...1 1.4 Schlussfolgerungen...2 2 Abstract...3 2.1 Background and Aims...3 2.2 Material and Method...3 2.3 Results and Observations...3 2.4 Conclusions...4 3 Einleitung...5 4 Literaturübersicht...8 5 Material und Methode...13 6 Ergebnisse...19 6.1 SL-Deformationsverhalten beim Kraftansatz in der SL-Mukosa...19 6.1.1 SL-Deformationsverhalten bei lokaler Kraftapplikation posterior...20 6.1.2 SL-Deformationsverhalten bei lokaler Kraftapplikation mittig der SL-Kante...21 6.1.3 SL-Deformationsverhalten bei lokaler Kraftapplikation anterior...22 6.1.4 SL-Deformationsverhalten entlang der SL-Kante...23 6.2 SL-Deformationsverhalten beim Kraftansatz im SL-Muskel...25 6.2.1 SL-Deformationsverhalten bei lokaler Kraftapplikation posterior...26 6.2.2 SL-Deformationsverhalten bei lokaler Kraftapplikation mittig der SL-Kante...27 6.2.3 SL-Deformationsverhalten bei lokaler Kraftapplikation anterior...28 6.2.4 SL-Deformationsverhalten entlang der SL-Kante...29 6.3 Vergleich des SL-Deformationsverhaltens beim Kraftansatz im Mukosa- und Muskel-Gewebe...31 6.4 Ergebnisse der statistischen Analyse mit SPSS Statsitics 18.0...33

6.4.1 Betrachtung des SL-Relaxationsverhaltens...34 6.4.2 Vergleichbarkeit der Messwerte...40 7 Diskussion...43 7.1 Zielsetzung hinter der Versuchsanordnung...43 7.2 Deformationsverhalten...44 7.3 Relaxationsverhalten...47 7.4 Vergleichbarkeit...49 7.5 Ausblick und Konsequenzen...49 8 Literaturverzeichnis...51 9 Abkürzungsverzeichnis...54

1 1 Zusammenfassung 1.1 Hintergrund und Ziele Die Stimme ist ein wichtiges Instrument der alltäglichen Kommunikation. Das akustische Stimmsignal wird dabei durch Schwingungen zweier gegenüberliegender Stimmlippen (SL) erzeugt, welche sich im Kehlkopf (KK) befinden. Die Gewebeeigenschaften der SL beeinflussen maßgeblich den Schwingungsprozess. Mit der Analyse statischer Zugversuche liefert diese Arbeit Informationen bezüglich des lokalen Deformations- und Relaxationsverhaltens von Schweine-SL. Die gewonnenen Ergebnisse unterstützen den Bau künstlicher Silikon-SL und ermöglichen es diesen realitätsnahe Deformationseigenschaften zu verleihen. 1.2 Material und Methode Die Zugversuche finden am Schweine-Hemilarynx statt. Auf die am Hemilarynx einsehbare mediale SL-Oberfläche wird ein regelmäßiges 3x3-Punktegitter aus OP- Nylonfäden aufgenäht. Die sechs Punkte der beiden kaudal befindlichen Reihen dienen als Positionsmarker. Die drei Nähte der kranialen Reihe befinden sich entlang der SL-Kante. Sie dienen sowohl als Positionsmarker als auch als Ort der lokalen Kraftapplikation und werden als Zugpunkte bezeichnet. Bei fünf von zehn Halb-KK befinden sich die Zugpunkte in der SL-Mukosa verankert (Mukosa-Zugversuche), bei den übrigen Fünf umfasst der Nylon-Faden den SL-Muskel samt der darüber befindlichen Mukosa (Muskel-Zugversuche). Über an den Zugpunkten angebrachte Fäden greifen die vertikal nach oben gerichteten Zugkräfte an. Es resultieren dreidimensionale SL-Deformationen, welche metrisch anhand der hervorgerufenen Änderungen der Markerpositionen bestimmt werden können. Hierfür liefern zwei in unterschiedlichen Positionen angebrachte Digitalkameras zeitgleich Bilder der deformierten SL und mittels des Verfahrens der optischen Stereo-Triangulation werden hiervon die dreidimensionalen Positionen aller Nähte berechnet. Die Vermessung einer SL beinhaltet die Verwendung unterschiedlicher Zugkräfte an allen Zugpunkten sowie die Ausführung vier aufeinanderfolgender Durchgänge mit steigenden Pausenzeiten. 1.3 Ergebnisse und Beobachtungen Eine senkrecht nach oben gerichtete Zugkraft bewirkt beim Kraftansatz in der SL- Mukosa eine stärkere Verformung des SL-Gewebes als beim Kraftansatz im SL-

2 Muskel. Sowohl in den Mukosa- als auch in den Muskel-Zugversuchen präsentiert sich die SL-Kante posterior und mittig am elastischsten. Anterior hingegen bewirkt dieselbe Zugkraft stets die geringsten Deformationen. Im Kraft-Deformations-Diagramm demonstrieren die Zugpunkt-Auslenkungen beider Messreihen eine lineare Abhängigkeit bei niedrigen Belastungen. Vergrößert sich der Wert der eingeleiteten Zugkraft, weist der Kurvenverlauf eine nicht lineare Abhängigkeit auf. Die in unserer Versuchanordnung gewonnenen Messwerte lassen keinen Rückschluss auf eine Relaxation der SL zu. Die zehn vermessenen SL zeigen zudem statistisch signifikante Unterschiede ihres Deformationsverhaltens. 1.4 Schlussfolgerungen Die Zugversuche ermöglichen die Analyse des statischen Deformationsverhaltens der SL samt medialer SL-Oberfläche und stellen eine geeignete Methode dar den Einfluss der unterschiedlichen Gewebeschichten zu vermessen. Der histologische Aufbau des Gewebes erlaubt eine mögliche Erklärung des Deformationsverhaltens. Daher sollte in zukünftigen Messreihen der Bezug zum histologischen Gewebeaufbau näher untersucht werden. Es scheint zudem sinnvoll weitere Hemilarynx-Experimente an einer größeren Anzahl an Versuchsobjekten durchzuführen.

3 2 Abstract 2.1 Background and Aims The voice is an important instrument in daily communication. Thereby, the acoustic signal is generated by vibrations of two opposing vocal folds (VF) which are located in the larynx. The oscillation process is significantly affected by the tissue properties of the VF. This work investigates the local deformation and relaxation behaviour of porcine VF by analyzing static tensile tests. The results may influence the construction of artificial silicone VF, which are supposed to achieve more lifelike deformation characteristics. 2.2 Material and Method The static tensile tests are performed on porcine hemilarynges. Thus the medial surface of the vocal fold is freely visible where a uniform grid of 3x3 points of surgical microsutures is sewn onto. The six points of the two inferiorly located rows serve as position markers. The three sutures of the superior row are arranged along the VF edge. They serve as position markers as well as locations for the force applications and are called tension points. For five out of ten hemilarynges they are sewn into the VF mucosa (mucosa-tensile-tests), for the remaining five the nylon thread embraces the VF muscle together with the covering mucosa (muscle-tensile-tests). Via the tension points tensile threads are attached so that the vertically upward directed tensile forces can be transmitted. The forces cause three-dimensional deformations of the VF which are metrically measured on the affected displacements of the position markers. In order to observe this, we mounted two digital cameras in different angles to simultaneously record images of the deformed VF. Using an optical stereo triangulation algorithm the three-dimensional positions of the attached points are calculated. Every measurement includes the application of variable weights for all tension points as well as successive runs each being executed with different idle times. 2.3 Results and Observations A vertically upward directed tensile force which is inducted into the mucosa causes a stronger tissue deformation compared to a force induction into the muscle. For both the mucosa- and muscle-tensile-tests the vocal fold edge is the most flexible posterior and central. However, anterior the selfsame force always causes the lowest deformation. In

4 the stress-strain chart the tension points of both test series demonstrate a linear dependence at low load. By increasing the magnitude of the applied force the curve progression exhibits a nonlinear characteristic. In our test arrangement the measured values do not allow for a conclusion of VF relaxation. The deformation characteristics of the ten measured VF shows statistically significant differences. 2.4 Conclusions This work underlying tensile tests allow for an analysis of static deformation characteristics of the VF including the medial surface and represent an appropriate method for measuring the influence the different tissue layers perform on it. The histological tissue structure may be an appropriate explanation for the deformation behaviour. Further it is possible to research into the bear upon histology in future measurements. Furthermore it seems to be meaningful performing the hemilarynxexperiments on a greater count of subjects.

5 3 Einleitung Unsere Stimme stellt ein wichtiges Mittel der alltäglichen Kommunikation dar. Der zu ihrer Erzeugung ablaufende Prozess ist bis heute nicht gänzlich erforscht. Bekannt ist, dass die Stimmbildung das Ergebnis des komplexen Zusammenspiels der Lungen, des Kehlkopfes, des Rachens, der Nase und der Mundhöhle ist [25]. Der primäre Stimmschall wird dabei im KK erzeugt. Hier befinden sich die zwei gegenüberliegenden SL, die gemäß der myoelastisch-aerodynamischen Theorie bei der Phonation eng beziehungsweise direkt aneinanderliegen [10]. Durch den steigenden Anblasedruck der Lungen wird der subglottale Druck erhöht. Beim Erreichen einer gewissen Druckschwelle werden die SL auseinandergedrückt, die Stimmritze öffnet sich und die Luft kann entweichen. Das Öffnen der Glottis führt zu einem Abfall des statischen Luftdrucks im Bereich des glottalen Spaltes sowie zu einer Erhöhung der Strömungsgeschwindigkeit der entweichenden Luft. Durch den Unterdruck und die entstehenden Bernoulli-Kräfte kommt es wiederholt zum Verschluss der SL. Der Phonationszyklus beginnt dann von Neuem. Bei der Phonation vollführt die SL-Schleimhaut eine zusätzliche und von der SL-Grundbewegung weitgehend unabhängige Eigenbewegung. Sie rollt in Richtung des Luftstroms ellipsenförmig über den starren Muskelkörper hinweg. Diese sogenannte Randkantenverschiebung ist ein komplexer Prozess, der für den Ablauf der SL- Schwingungen von bedeutender Relevanz ist [10]. Die Oszillationen der SL sorgen für eine periodische Verdichtung und Verdünnung der aufsteigenden Luftsäule, wodurch eine physikalische Schallwelle in Form des primären Stimmschalls entsteht. Dieser wird anschließend mithilfe des orofazialen Systems moduliert und zur Stimme umgeformt. Die SL besitzen einen mehrschichtigen Aufbau [21]. Die Basis im Inneren bildet der Vocalis-Muskel, dem die Mukosa aufliegt. Die Mukosa besteht wiederum aus einem oberflächlichen Epithel und einem darunterliegenden Bindegewebe. Letzteres wird auch als Lamina Propria (LP) bezeichnet und ist beim Menschen und anderen Säugetieren aus mehreren Lagen aufgebaut. Abbildung 1 stellt den beschriebenen mikroskopischen Aufbau humaner SL schematisch dar.

6 Abb. 1: Schema des histologischen Aufbaus einer humanen SL. Deutlich erkennbar ist ihr mehrschichtiger Aufbau aus Muskulatur, Lamina propria und Epithel. Abb. entnommen aus [15]. Die genannten Schichten der SL unterscheiden sich hinsichtlich ihres histologischen Aufbaus, demzufolge besitzen diese individuell unterschiedliche Gewebeeigenschaften. Jede Einzelne davon beeinflusst das biomechanischen Verhalten der SL [9] und somit auch den in der Stimmgebung entscheidenden Schwingungsprozess. Um den Prozess der Phonation genau verstehen zu können, ist es von grundlegender Bedeutung die Eigenschaften des SL-Gewebes zu kennen. Informationen bezüglich des Deformationsverhaltens von SL lassen sich in Hemilarynx-Experimenten mithilfe statischer Zugversuche gewinnen. Hinter diesen verbirgt sich folgendes Grundprinzip: Eine statische, an markanten Punkten entlang der SL-Kante eingeleitete Zugkraft bewirkt die Deformation der gesamten SL. Die Zugkraft ist stets vertikal nach oben gerichtet und kann sowohl in die SL-Mukosa als auch in den SL-Muskel eingeleitet werden. Hierdurch ist es möglich, den Einfluss beider Gewebeschichten auf die SL-Verformung differenziert zu betrachten. Die durch unterschiedlich große Zugkräfte hervorgerufenen Gewebedeformationen der medialen SL-Oberfläche werden vermessen und analysiert. Die gewonnenen Informationen dienen später zum Bau künstlicher Silikon-SL [3]. Deren Deformationseigenschaften können nun, im Sinne eines mehrschichtigen Cover-Body-Modells [21], an die ihrer

7 natürlichen Vorbilder angepasst werden. Das dynamische Schwingungsverhalten der künstlichen Nachbauten wird anschließend mittels Luftstrom-Messungen im Windkanal untersucht und mit dem Schwingungsverhalten natürlicher SL verglichen. Die in dieser Arbeit ausgewerteten Zugversuche fanden an Schweine-SL statt. Diese gelten als geeigneter Ersatz für das humane Versuchsobjekt [20]. Aufgrund anatomischer Unterschiede fehlt den Schweine-SL jedoch die intermediäre Schicht der Lamina propria [11]. Diese ist nötig zur Bildung des in humanen SL vorkommenden Ligaments. Demnach liefern die durchgeführten Messungen ausschließlich Informationen bezüglich der Deformationseigenschaften des in Schweine-SL vorkommenden Mukosa- und Muskel-Gewebes. In dieser Arbeit erfolgt die grafische und statistische Auswertung oben genannter Zugversuche. Die angestrebten Ziele liegen in der Beantwortung folgender Fragen: 1) Wie wirkt sich eine statische, lokal angreifende und nach vertikal oben gerichtete Zugkraft auf die Deformation der medialen SL-Oberfläche aus? 2) Finden sich Unterschiede hinsichtlich des Deformationsverhaltens der SL beim Einleiten einer Zugkraft in die SL-Mukosa beziehungsweise in den SL-Muskel? 3) Wie ist das Relaxationsverhalten des SL-Gewebes? 4) Liefern die Zugversuche statistisch vergleichbare Messwerte für die durchgeführten Messreihen? Um die Unterschiede der hier ausgewerteten Experimente zu bereits existierenden Versuchen herauszuarbeiten, wird im Anschluss ein zusammenfassender Überblick zu bisherigen Messmethoden zur Bestimmung der Eigenschaften des SL-Gewebes gegeben.

8 4 Literaturübersicht Die in dieser Arbeit ausgewerteten statischen Zugversuche liefern Informationen zum lokalen Deformationsverhalten von Schweine-SL. Ebenfalls mit dem Ziel die Eigenschaften des SL-Gewebes zu erforschen und zu quantifizieren, entwickelten Forschergruppen in den vergangenen Jahren unterschiedlichste in vitro und in vivo Messmethoden. Einige Gruppen verwendeten ihre Daten zur Berechnung des E- Moduls, des Schermoduls oder der dynamischen Federkonstante (Dynamic Spring Rate / DSR). Andere erstellten die entsprechenden Kraft-Dehnungs-Graphen, um so das viskoelastische Verhalten des SL-Gewebes darzustellen. Um nun einen Einblick in bereits existierenden Versuchsmethoden zu gewähren, werden einige dieser Versuchsansätze im Folgenden erläutert. Alipour-Haghighi und Titze [1] beurteilten die Materialeigenschaften tierischen SL- Gewebes (Mukosa und Muskel) anhand longitudinaler Zugversuche. Für ihre Messreihen verwendeten sie das herauspräparierte Mukosa- und Muskel-Gewebe von Hunde-SL. Die Gewebeproben wurden nach ihrer Entnahme in vertikaler Richtung in eine mit Elektrolytlösung befüllte Kammer gespannt. Um Kraft auf das eingespannte Messobjekt ausüben zu können, verwendeten sie ein Ergometer. Dieses wurde über einen Faden an dem am Gewebe befindlichen Knorpelrest befestigt. Das Ergometer ermöglichte die sinusförmige Kraftapplikation mit definierter Größe. In absteigenden Frequenzen von 10-0,1 Hz erfolgte die langsame kontinuierliche An- und Entspannung des in der Wasserkammer befindlichen SL-Gewebes. Die erhaltenen Werte für die verwendete Kraft und die zugehörige Deformation sowie das passive Relaxationsverhalten der Mukosa und des Muskels wurden vermessen und mittels mathematischer Berechnungen in die entsprechenden Kraft-Auslenkungs-Diagramme übertragen. Ebenso dienten die Daten zur Berechnung des E-Moduls. Die grafische Auswertung der Versuchsreihen ergab sowohl für das Mukosa- als auch für das Muskelgewebe eine nicht-lineare Abhängigkeit zwischen angewendeter Kraft und hervorgerufener Deformation, jedoch mit linearer Näherung bei geringem Kraftaufwand. Zudem zeigte sich das entnommene Muskelgewebe im Vergleich zum Mukosagewebe elastischer. Um die viskoelastischen Schereigenschaften der SL-Mukosa zu quantifizieren, bediente sich Chan [4] eines weiteren Verfahrens. Er verwendete für seine Versuchsreihen ein Parallelplatten-Rheometer in Form eines controlled strain torsional rheometer [4]. Bei diesem Verfahren wird mittels Rheometer eine definierte

9 Rotationsdeformation im Gewebe hervorgerufen und zeitgleich das entstehende Drehmoment gemessen. Für seinen in vitro Versuch verwendete Chan [4] das Mukosagewebe von Hunde-SL. Nach der Entnahme der einzelnen KK erfolgte die Abpräparation der SL-Mukosa (LP und Epithel). Zur Sicherung der Gewebeeigenschaften wurden die Gewebeproben mit flüssigem Stickstoff auf -80 Celsius schockgefrore n. Anschließend erfolgte der Transport zum Versuchsort, wo das Mukosagewebe vor Versuchsbeginn auf 37 Celsius Körpertemperatur gebracht wurde. Zur Durchführung der Messungen wurde je ein aufgetautes Mukosa-Gewebestück zwischen die parallelen Platten des Rheometers gespannt. Das Epithel stand dabei in flächigem Kontakt zur oberen Platte, während die Lamina propria in flächigen Kontakt zur unteren Platte stand. Die bewegliche untere Platte vollführte anschließend eine kontrollierte sinusförmige Rotationsbewegung (kontrollierte Scherdehnung) und sorgte für eine definierte Auslenkung des zwischen beide Platten gespannten Materials. Die unbewegliche obere Platte zeichnete unterdessen mithilfe eines ihr angelagerten sensiblen Drehmoment-Messfühlers die im Gewebe ausgelöste Schubspannung auf. Die Messungen wurden in einem Frequenzbereich von 0.016-50 Hz durchgeführt. Die Resultate zeigten, dass über den genannten Frequenzbereich das elastische und das viskose Schermodul sowie der Dämpfungsgrad relativ konstant blieben, während die dynamische Viskosität kontinuierlich mit steigender Frequenz abnahm. Einen weiteren in vitro Versuchsansatz zur Bestimmung der mechanischen SL- Eigenschaften stellt die Pipetten-Aspirations-Technik dar. Diese Technik wurde ursprünglich dazu verwendet, die mechanischen Eigenschaften roter Blutkörperchen zu messen. Aoki et al. [2] gebrauchten die Methode erstmals um das ortsständige E- Modul künstlichen Weichgewebes zu bestimmen. Hierfür platzierten sie die Pipette senkrecht auf dem zu testenden Gewebe. Durch das Erzeugen eines Unterdrucks in der Pipette wurde die Oberfläche des Weichgewebes verformt und ins Innere gesogen. Ein Videomikroskop hielt die resultierende maximale Auslenkung fest. Unter der Annahme, dass es sich bei dem getesteten Material um isotropisches, nicht komprimierbares, homogenes Gewebe mit linearer Elastizität handle, konnte anschließend das E-Modul berechnet werden. Zörner et. al. [28] und Weiss et. al [27] griffen die Grundidee der genannten Versuchsanordnung auf, mit dem Ziel das E-Modul von Silikon-SL [28] [27] und Schweine-SL [27] zu ermitteln. Jedoch wurden einige grundlegende Änderungen durch sie vorgenommen. Die Wichtigste von ihnen betraf den angelegten Unterdruck. Im zuvor beschriebenen Versuchsaufbau wurde die maximale Deformation des Gewebes

10 bei einem statisch festgelegten Luftdruck gemessen. Nun erfuhr dieser mithilfe eines eingebauten Pistonfons, eine stetige Änderung der Druckgröße und konnte innerhalb der Frequenzen von 20-250 Hz [28] beziehungsweise von 60-400 Hz [27] das eingesogene SL-Material in Schwingungen versetzen. Durch eine spezielle Messapparatur war es möglich, die applizierten Druckkräfte und die resultierenden Auslenkungen des schwingenden Gewebes zu vermessen. Mithilfe dieser Daten und ebenfalls unter der Annahme, es handle sich um isotropisches, nicht komprimierbares, homogenes Gewebe mit linearer Elastizität, wurde das entsprechende frequenzabhängige E-Modul berechnet. Eine weitere Methode welche zur Vermessung der SL-Eigenschaften entwickelt wurde stellt das Linear Skin Rheometer (LSR) dar. In seiner ursprünglichen Form diente es zur Bestimmung der Viskoelastizität des Stratum corneums der Haut [24]. Nun wurde das Gerät angepasst, um selbige Messungen am SL-Gewebe durchführen zu können [17]. Hierfür steht das LSR mit einer Messsonde in Verbindung, die sich an ihrem freien Ende im SL-Epithel befestigt befindet. Mithilfe des Rheometers kann die Messsonde mit einer definierten Kraft vor- und zurückbewegt werden. Die durch die Sondenbewegung hervorgerufene SL-Verformung wird zeitgleich mithilfe eines im LSR eingebauten Transformators anhand der Sondenauslenkung vermessen. Das LSR wurde bereits für Messungen der Elastizität tierischer [17] und menschlicher [12] SL in Hemilarynx-Experimenten genutzt. Hess et al. [17] verwendeten dieses Gerät zur Bestimmung der dynamischen Federkonstante (dynamic spring rate / DSR) einer Schweine-SL. Die Bewegungsrichtung der Messsonde war senkrecht zur SL- Längsachse und entsprach demnach der Bewegungsrichtung der Randkantenverschiebung bei Phonation. Die Auslenkung der SL-Oberfläche erfolgte durch die sinusförmige Kraftapplikation bei einer Frequenz von 0,3 Hz und einer maximalen Kraftamplitude, welche 1 Gramm entsprach. Quantifiziert wurden die aus der applizierten Schubkraft resultierenden Gewebeauslenkungen entlang der SL-Kante von der anterioren Kommissur bis hin zum posterior befindlichen Processus vocalis. Für jeden entlang der SL-Kante verwendeten Messpunkt fanden je fünf Messwiederholungen statt. In der Summe ergaben sich die höchsten DSR-Werte posterior und anterior, die geringsten Werte mittig der SL. Da die Federkonstante durch folgende Gleichung: maximale Kraft / maximale Auslenkung berechnet wurde, ließ ein hoher DSR-Wert auf eine hohe Gewebesteifigkeit schließen. Ergo verhielt sich die SL-Mukosa besonders posterior, als auch anterior am steifsten. Wohingegen sich das Gewebe mittig am elastischsten präsentierte.

11 Goodyer et al. [12] wendeten das LSR auf zweierlei Weise an. Zum einen auf die oben beschriebene Art und Weise [17]. Wobei die Messsonde eine sinusförmige applizierte Scherkraft transversal zum mid-membranösen Anteil der SL ausübte. Zum anderen funktionierten Goodyer et al. das LSR zum Indentometer um. Als solches drückte das Gerät das Gewebe des mid-membranösen SL-Anteils ein. Für das transversale Schermodul ergaben die Messungen Werte zwischen 300 bis 4500 Pa. Goodyer et al. [13] [14] entwickelten das LSR weiter, um es für in vivo Messungen am lebenden und narkotisierten Patienten anwenden zu können. Mithilfe des sogenannten Laryngeal Tensiometer (LT) bestimmten Goodyer et al. das Schermodul des SL- Gewebes. Um dies zu ermöglichen, wurde eine Messsonde in Form eines 1 mm dicken Stabes über ein Laryngoskop in den KK des Patienten eingeführt. Am unteren Ende wurde der seitliche Teil des Stabes mittels Schleimhautklebstoff am mittig der SL befestigt. Mehrmals aufeinanderfolgend fanden definierte Auslenkbewegungen der SL von 1 mm statt. Die tangentiale Auslenkung war dabei stets zum Laryngoskop gerichtet. Eine Kraftmesszelle hielt die für die Gewebeverformung aufzubringende Kraft fest. Dank der erhaltenen Daten konnte das Schermodul alters- und geschlechtsabhängig ermittelt werden. Dieses belief sich auf einen Durchschnittswert von 1371 Pa [13]. Neben der bereits genannten in vivo Messmethoden wurden weitere Verfahren zur Analyse der SL-Elastizität am lebenden Patienten konzipiert. Eines davon stellt das Farb-Doppler-Verfahren [18] [19] dar. Dieses ist ein auf Ultraschall basierendes, nichtinvasives Verfahren, welches Hsiao et al. [19] an sechs gesunden Freiwilligen erprobten. Hierfür wurde der KK eines Probanden von extern beschallt und vor Versuchsbeginn die Ruhelänge der SL bestimmt. Im Folgenden wurde der Patient zur Phonation aufgefordert. Mithilfe des Farbdopplers konnten die durch die SL-Schwingungen hervorgerufenen longitudinalen Längenänderungen dargestellt werden. Zeitgleich wurden die entsprechenden Stimmsignale aufgezeichnet und die Grundtonhöhe ermittelt. Beide Informationen, die SL-Längenänderung zusammen mit der sie verursachenden Sprachfrequenz, konnten anschleißend in Korrelation gesetzt werden. Mittels mathematischer Umformung war es möglich, entsprechende Spannungs- Dehnungs-Graphen zu erstellen und die SL-Elastizität in Form des E-Moduls zu berechnen. Dabei ergab sich eine nicht-lineare Abhängigkeit zwischen SL-Spannung und SL-Dehnung im Bereich hoher Phonationsfrequenzen. Für niedrige Frequenzen

12 hingegen zeigte sich eine relativ lineare Abhängigkeit. Das E-Modul männlicher und weiblicher Probanden lag zwischen 30 bis 300 kpa [19]. Ein weiteres in vivo Messverfahren stellt das von Larsson et al. [22] entwickelte Air Pulse Pliability Measurement -Verfahren (APPM) dar. Folgendes Prinzip liegt diesem zugrunde: Ein definierter und auf die SL-Oberfläche gerichteter Luftstoß sorgt für eine messbare Deformation der SL und reflektiert hierdurch die Biegsamkeit und die Elastizität des Gewebes. Ein wichtiger Bestandteil für die Messungen von Larsson et al. [22] war der Stimulationskatheter. Dieser bestand aus einem flexiblen Schlauch, welche für die Versuchsdurchführung über ein Endoskop in den KK des Patienten eingeführt wurde. Im Schlauch befand sich die für die Messung notwendige technische Ausstattung. Diese ermöglichten es, die Distanz zwischen Katheter und SL-Oberfläche während der gesamten Versuchsdurchführung konstant zu halten. Hierdurch entstand der für die spätere Distanzänderungsmessung notwendige feste Bezugspunkt. Des Weiteren diente der Katheter dem Einbringen der Druckluft. Diese wurde in Form von 0,5 s dauernden Impulsen zielgerichtet auf die lokal anästhesierte SL-Oberfläche appliziert. Die ausgestoßene Pressluft sorgte für das Eindrücken des SL-Gewebes, dessen Eindrücktiefe mithilfe eines im Katheter eingebauten Lasersystems vermessen wurde. Die Kraft des applizierten Luftdrucks war stets auf 0,015 N festgelegt. Dank der erhaltenen Daten bezüglich applizierter Kraft und hervorgerufener Gewebeauslenkung konnte die Elastizität der SL in Form der Biegsamkeit bestimmt werden. Larsson et al. [22] verwendeten diese Methode um gewonnene Messwerte der Unterlippeninnenseite, der Haut des Handrückens und der Wange mit Messwerten der SL zu vergleichen. Es ließen sich keine Elastizitätsunterschiede zwischen Unterlippe, Wange und SL erkennen. Die Haut des Handrückens wies im Gegensatz zu dem übrigen Teststellen eine höhere Steifigkeit auf. Der vorhergehende Abschnitt zeigt die Vielseitigkeit existierender Versuchsmethoden, die zur Bestimmung der mechanischen SL-Eigenschaften entwickelt wurden. Einige von ihnen lieferten Informationen über die reinen Gewebeeigenschaften der SL [1, 4]. Andere hingegen untersuchten ihr natürliches Verformungsverhalten [28, 17, 12, 13, 18, 19, 22]. Die dieser Dissertation zugrunde liegenden statischen Zugversuche am Hemilarynx erweitern die vorhandene Experimentenvielfalt um ein weiteres in vitro Verfahren zur Vermessung des lokalen SL-Deformationsverhaltens.

13 5 Material und Methode Das Ziel dieser Arbeit bestand in der grafischen und statistischen Auswertung statischer Zugversuche, welche an Schweine-SL durchgeführt wurden. Um die aus den Versuchen gewonnenen Ergebnisse und deren Interpretationen nachvollziehen zu können, werden im folgenden Versuchsaufbau und -ablauf detailliert beschrieben. Ebenso erfolgt die Erläuterung der angewendeten Methoden, die zur Datenauswertung eingesetzt wurden. Bei den Zugversuchen handelt es sich um in vitro Experimente am Hemilarynx. Zehn Schweine-KK wurden hierfür zum Hemilarynx präpariert. Die verwendeten KK stammten von Tieren eines ortsständigen Schlachthofs. Direkt nach der Entnahme wurden diese mit flüssigem Stickstoff schockgefroren und kamen anschließend zur Lagerung in einen auf -20 Celsius temperierten Gef rierschrank. Einen Tag vor Versuchsbeginn erfolgte das Auftauen der KK im Kühlschrank. Das beschriene Vorgehen diente dem Erhalt der viskoelastischen Eigenschaften des entnommenen laryngealen Gewebes für die späteren Messungen [5]. Nach dem Auftauen wurden die KK gemäß Döllinger et al. [7] zum Hemilarynx präpariert. Hierfür erfolgte das Halbieren entlang der Sagittalebene. Die Schnittführung befand sich nicht exakt median, sondern wurde geringfügig zugunsten einer Seite verlagert. Dies garantierte die Unversehrtheit der begünstigten SL und des Schild- und Stellknorpels, an welchen diese aufgehängt war. Das gegenüberliegende Weich- und Knorpelgewebe sowie die Taschenfalte wurden abpräpariert. Der Ringknorpel hingegen blieb intakt und befand sich ebenso wie ein 5 cm langes Stück der Luftröhre am entstandenen Halb-KK. Auf die nun uneingeschränkt einsehbare mediale SL-Oberfläche wurde ein regelmäßiges 3x3 Punktegitter aufgenäht. Hierfür wurden schwarze monofile Ethilon-Fäden (Polyamid) von Ethicon Inc. verwendet. Die Stärke des Fadens betrug 6-0 für die drei Punktnähte entlang der SL-Kante und 9-0 für die sechs Nähte der beiden darunterliegenden Reihen. Abbildung 2 zeigt eine SL mit dem aufgenähten Punktegitter. Den Punktnähten war eine feste Nummerierung zugeordnet. Diese ist in Abbildung 3 schematisch dargestellt. Die Nähte P3 (posterior), P6 (mittig) und P9 (anterior) befanden sich stets entlang der SL-Kante und dienten neben der Positionsbestimmung zusätzlich zum Einleiten von Zugkräften. Hierfür befand sich an jedem der drei Markerpunkte ein Nylon-Faden (6-0 Ethilon, monofil, Polyamid), über welchen die Zugkraft in Form von Gewichten gezielt eingeleitet werden konnte. Die genannten Markerpunkte P3, P6 und P9 werden folglich als Zugpunkte bezeichnet, sobald an diesen die Zugkraft aktiv eingeleitet wird. Die durchgeführten Zugversuche bestanden

14 aus zwei Messreihen zu je fünf Halb-KK. Für die fünf SL der ersten Messreihe (KK 1-5) befanden sich die Zugpunkte ausschließlich in der SL-Mukosa befestigt. Bei den fünf SL der zweiten Messreihe (KK 6-10) umgriffen die Nähte der Zugpunkte den SL- Muskel samt der darüber befindlichen Mukosa entlang der SL-Kante. Die übrigen sechs Marker des Punktegitters dienten als reine Positionsmarker. Sie wurden auf die unterhalb der Zugpunkte befindliche SL-Oberfläche genäht. Um das Gewebe nur geringfügig zu schädigen, wurden sie für alle zehn vermessenen SL (KK 1-5 / 6-10) ausschließlich im Epithel verankert. Abb. 2: Mediale SL-Oberfläche mit aufgebrachtem 3x3- Punktegitter (Marker- und Zugpunkte). Die drei Zugpunkte befinden sich entlang der SL-Kante. An jedem Einzelnen befindet sich ein Zugfaden zum Einleiten der Zugkräfte.

15 Abb. 3: Numerische Anordnung der Marker- (P 1/2/4/5/7/8) und Zugpunkte (P 3/6/9). Die Zugpunkte befinden sich entlang der SL-Kante wie folgt angeordnet: P3 befindet sich posterior, P6 mittig und P9 anterior. Die eingeleitete Zugkraft ist stets vertikal nach oben gerichtet. Vor der Durchführung der Messungen wurden die Halb-KK fixiert. Hierfür wurde der an ihnen befindliche Luftröhrenabschnitt über ein Stahlrohr montiert und fest verschnürt. Zusätzlich waren die KK an drei weiteren Punkten mit Klemmen befestigt: anterior am Schildknorpel, posterior am Stellknorpel und am Cornu superius. Die Befestigung verhinderte ein Verrutschen der KK beim Einleiten der Zugkräfte in die SL. Die für die Messreihen eingeleiteten Kräfte waren stets vertikal nach oben gerichtet. Sie wurden durch Gewichte (1 g, 2 g, 5 g, 10 g, 15 g und 20 g) erzeugt und über einen am Zugpunkt befestigten Zugfaden eingeleitet. Der Faden wurde senkrecht zur SL über eine parallel und oberhalb der SL-Kante angebrachte Umlenkrolle gelegt und sorgte für die vertikale SL-Deformation. Ein Gewicht diente dabei stets ausschließlich zur aktiven Auslenkung eines Zugpunktes. Die anderen beiden Zugpunkte zusammen mit den sechs Markerpunkten wurden passiv mitverformt. Für jede Zugkraft startete die Messung am posterioren Zugpunkt. Darauffolgend wurde mit selbigem Gewicht am mittleren Zugpunkt und im Anschluss daran am anterioren Zugpunkt die SL verformt. Im weiteren Schritt wurde zum nächsthöheren Gewicht übergegangen. Ein vollständiger Durchgang beinhaltete das beschriebene Vorgehen mit der gesamten Kraftpalette beginnend von 1 g bis 20 g. Pro KK fanden vier dieser Durchgänge (D1 D4) statt. Um einen Rückschluss auf das Relaxationsverhalten des SL-Gewebes zu gewinnen, erfolgten diese mit unterschiedlichen Pausenzeiten zueinander. Diese Zeiten waren wie folgt definiert:

16 D1_D2: 5 min D2_D3: 15 min D3_D4: 60 min Die Zugkräfte verformten das SL-Gewebe. Hierdurch änderten sich die Positionen der aufgenähten Markerpunkte. Mittels Stereotriangulation wurden die hervorgerufenen Auslenkungen metrisch bestimmt. Hierfür nahmen zwei in unterschiedlichen Positionen angebrachte Digitalkameras (Lumenera LuCam Lm135m, Auflösung 1392x1040 Pixel, 12 Bit Graustufentiefe) zeitgleich Bilder der verformten SL auf. Die Kameras befanden sich 1,5 m vom Objekt entfernt. Der Abstand zwischen beiden Kameras betrug 1 m. Der Aufbau ist schematisch in Abbildung 4 dargestellt. Vor Beginn eines jeden Durchgangs wurden Referenzbilder der SL im unausgelenkten Zustand erstellt. Bei den darauffolgenden Messungen wurde für jeden Zugpunkt und jedes Gewicht ein digitales Bildpaar festgehalten. Abb. 4: Schematische Darstellung des Versuchsaufbaus, bestehend aus zwei Digitalkameras und dem eingespannten Versuchsobjekt. Die mediale SL- Oberfläche ist zu den Kameras gerichtet. Zur Auswertung der gespeicherten Bildpaare wurde ein eigens zu diesem Zweck an der Abteilung für Phoniatrie und Pädaudiologie der FAU Erlangen-Nürnberg entwickeltes Programm verwendet. Dieses berechnete die dreidimensionalen Auslenkungen aller neun Positionsmarker. Abbildung 5 zeigt einen Screenshot des Programmfensters.

17 Abb. 5: Screenshot des Programmfensters zur Berechnung der dreidimensionalen Auslenkungen. Stets ein zusammengehöriges Bildpaar wird bearbeitet. Alle Markerpunkte werden händisch festgelegt und der Zugpunkt bestimmt. Damit das Programm die hervorgerufenen Auslenkungen berechnen konnte, wurden die einzelnen Bildpaare händisch bearbeitet. Die Mittelpunkte der einzelnen Marker wurden hierfür in gleichbleibender Reihenfolge per Mausklick markiert. War dies auf beiden Bildern geschehen, berechnete das Programm per Schwerpunktberechnung in einer Region of Interest die exakten Pixeldaten der Markerschwerpunkte. Anschließend wurden aus den korrespondierenden Bildpunkten der beiden Bilder die dreidimensionalen Raumkoordinaten der Markerpunkte berechnet. Zur Bestimmung der jeweiligen Auslenkungen subtrahierte das Programm die berechneten Markerpositionen des Referenzbildes (SL im unausgelenkten Zustand) von den Markerpositionen im deformierten Zustand. Die Auswertungen der 760 Bildpaare mittels des beschriebenen Programms lieferten somit die Werte der Auslenkungen aller neun Markerpunkte für jedes Messereignis. Diese Daten wurden für die einzelnen KK, bezogen auf Durchgang, eingeleitete Zugkraft und verwendeten Zugpunkt in das Tabellenkalkulationsprogramm Microsoft Excel 2002 transferiert und dienten der Erstellung entsprechender Wertetabellen mit zugehörigen Kraft-Deformations- Diagrammen. Die Diagramme ermöglichen es, das vermessene SL- Deformationsverhalten grafisch zu veranschaulichen. Neben der grafischen Aufarbeitung der Datensätze erfolgte die statistische Analyse mittels der Software

18 SPSS Statistics 18.0 (Version 18.0 für Windows; SPSS GmbH, München, Deutschland). Die Messwerte wurden zunächst mithilfe des Kolomogorov-Smirnoff- Tests auf Normalverteilung geprüft und weiterhin mittels parametrischer (T-Test bei verbundenen Stichproben) und nicht-parametrischer Testverfahren (Friedman-Test) untersucht. Das Signifikanzniveau wurde für alle statistischen Tests auf 5% festgelegt. Die statistische Auswertung gibt Auskunft über das Relaxationsverhalten des SL- Gewebes. Zudem wurden die Messwerte auf ihre Vergleichbarkeit untersucht. Auf den folgenden Seiten werden die Ergebnisse der Datenanalyse präsentiert. Anschließend erfolgt die Diskussion der gewonnenen Informationen.

19 6 Ergebnisse Die durchgeführten Zugversuche waren auf zwei Messreihen aufgeteilt. Diese dienten der Vermessung je fünf im Hemilarynx befindlicher SL. Beide Messreihen unterschieden sich ausschließlich hinsichtlich des Applikationsortes der ins SL- Gewebe eingeleiteten Zugkräfte. Hierfür waren die Zugpunkte (P 3/6/9) der Messreihe I (KK 1-5) in der SL-Mukosa (Mukosa-Zugversuche) fixiert. In Messreihe II (KK 6-10) ermöglichten die im SL-Muskel verankerten Zugpunkte das Einleiten der Zugkraft in ebendiese Gewebeschicht (Muskel-Zugversuche). Die Zugversuche bestanden für jede vermessene SL aus je vier Durchgängen (D1-D4). Diese fanden nach festgelegten Pausenzeiten zueinander statt. Die aus den Zugversuchen gewonnenen Informationen bezüglich des SL-Deformationsverhaltens werden eingangs für die Mukosa- bzw. Muskel-Zugversuche einzeln präsentiert und im Anschluss daran miteinander verglichen. Ebenso werden die Resultate der statistischen Analyse bezüglich des SL-Relaxationsverhaltens und der Vergleichbarkeit der Messwerte besprochen. 6.1 SL-Deformationsverhalten beim Kraftansatz in der SL-Mukosa Für die fünf SL der Messreihe I (KK 1-5) befanden sich die Zugpunkte P3 (posterior), P6 (mittig) und P9 (anterior) in der Mukosa entlang der SL-Kante verankert. Die in Form von Gewichten eingeleiteten Zugkräfte sorgten für eine Verformung ebendieser Gewebeschicht. Die Diagramme 1, 2 und 3 stellen das vermessene Deformationsverhalten der medialen SL-Oberfläche grafisch dar, wenn die Zugkraft posterior (Diagr. 1), mittig (Diagr. 2) und anterior (Diagr. 3) eingeleitet wird. Bezogen auf verwendeten Zugpunkt und Zugkraft (1 g 20 g) wurden die vermessenen Auslenkungen der neun Nähte des aufgebrachten Punktegitters (P 1-9) über die vier Durchgänge (D1-D4) aller Mukosa-Zugversuche (KK 1-5) gemittelt. Die errechneten Mittelwerte wurden anschließend in Abhängigkeit des wirkenden Gewichts (1 g, 2 g, 5 g, 10 g, 15 g und 20 g) in die oben beschriebenen Kraft-Deformations-Diagramme übertragen und die Datenpunkte mit interpolierten Linien verbunden. Weiterhin wurden die errechneten Standardabweichungen grafisch festgehalten.

20 6.1.1 SL-Deformationsverhalten bei lokaler Kraftapplikation posterior Diagramm 1 gibt die über die vier Durchgänge gemittelten Auslenkungen aller Nähte des aufgebrachten Punktegitters (P 1-9) wieder. Die Zugkraft wird posterior (P3) in die SL-Mukosa eingeleitet. 7 KK (1-5) - Aktiver Zug an P3 (Mukosa) Auslenkung [mm]. 6 5 4 3 2 1 P1 P2 P3 P4 P5 P6 P7 P8 P9 0 0 5 10 15 20 Gewicht [g] Diagr. 1: Mittelwerte und Standardabweichungen für die Auslenkungen der neun Positionsmarker beim Zug am posterioren Zugpunkt P3. Miteinbezogen sind alle Messwerte der vier Durchgänge D1-D4 für die KK 1-5 (Zugkraft eingeleitet in die SL-Mukosa). Wie in Diagramm 1 erkennbar, zeigt sich die SL-Mukosa am Ort der lokalen Kraftapplikation am stärksten deformierbar. Dies ist sichtbar anhand des Verlaufs des P3-Graphen. Dieser repräsentiert das Deformationsverhalten des posterioren Zugpunktes P3 und demonstriert im Vergleich zu den übrigen Markerpunkten für alle eingeleiteten Gewichte die größten Auslenkwerte. Etwas geringer fallen die vermessenen Auslenkungen der SL-Kantenmitte (P6) aus. Dennoch übt die eingeleitete Zugkraft hierauf mit den größten Einfluss auf. Wieder geringer werden die Positionsmarker P2 und P5 ausgelenkt. Diese befinden sich direkt unterhalb des posterioren und mittleren Zugpunktes. Die anterioren Anteile der medialen SL- Oberfläche, repräsentiert durch die Positionsmarker P7, P8 und P9 hingegen, lassen sich zusammen mit den Markerpunkten P1 und P4 durch die posterior eingeleitete

21 Zugkraft, am geringsten beeinflussen. Die in einzelnen Zugversuchen (KK 1-5) ermittelten Deformationswerte der Nähte des Punktegitters weichen stets von den errechneten Mittelwerten ab. Diese Streuung ist für jeden Datenpunkt in Form der Standardabweichung im Diagramm grafisch festgehalten. 6.1.2 SL-Deformationsverhalten bei lokaler Kraftapplikation mittig der SL-Kante Diagramm 2 gibt die über die vier Durchgänge gemittelten Auslenkungen aller Nähte des aufgebrachten Punktegitters (P 1-9) wieder. Die Zugkraft wird mittig der SL-Kante (P6) in die SL-Mukosa eingeleitet. 7 KK (1-5) - Aktiver Zug an P6 (Mukosa) Auslenkung [mm]. 6 5 4 3 2 1 P1 P2 P3 P4 P5 P6 P7 P8 P9 0 0 5 10 15 20 Gewicht [g] Diagr. 2: Mittelwerte und Standardabweichungen für die Auslenkungen der neun Positionsmarker beim Zug am mittleren Zugpunkt P6. Miteinbezogen sind alle Messwerte der vier Durchgänge D1-D4 der KK 1-5 (Zugkraft eingeleitet in die SL-Mukosa). Findet die lokale Kraftapplikation am Zugpunkt P6 statt, wird dieser Punkt im Vergleich zu den übrigen Positionsmarkern stets mehr als doppelt so stark ausgelenkt. Dies ist am Verlauf des zugehörigen Graphen erkennbar (Diagr. 2). Weitaus geringer wirkt sich die mittig eingeleitete Zugkraft auf die Markerpunkte aus, welche sich anterior (P9) und posterior (P3) entlang der SL-Kante befinden. Beide Punkte demonstrieren zusammen mit dem Positionsmarker P5 ein ähnliches Deformationsverhalten, welches sich im

22 annähernd deckungsgleichen Verlauf der drei Graphen (P3, P5 und P9) widerspiegelt. P5 repräsentiert dabei den direkt unterhalb des mittleren Zugpunktes befindlichen SL- Anteil. Wieder geringere Auslenkungswerte lassen sich für die anterior und posterior befindlichen Markerpunkte der mittleren Punktereihe verzeichnen (P8 und P2). Für die kaudal befindlichen Gewebeanteile repräsentiert durch die Positionsmarker P1, P4 und P7 finden sich die niedrigsten Deformationswerte. Die Graphen dieser Punkte zeigen einen annähernd deckungsgleichen Verlauf. Die in den ausgewerteten Zugversuchen (KK 1-5) ermittelten Deformationswerte der Nähte des Punktegitters weichen stets von den errechneten Mittelwerten ab. Diese Streuung ist für jeden Datenpunkt in Form der Standardabweichung im Diagramm grafisch festgehalten. 6.1.3 SL-Deformationsverhalten bei lokaler Kraftapplikation anterior Diagramm 3 gibt die über die vier Durchgänge gemittelten Auslenkungen aller Nähte des aufgebrachten Punktegitters (P 1-9) wieder. Die Zugkraft wird anterior (P9) in die SL-Mukosa eingeleitet. 7 KK (1-5) - Aktiver Zug an P9 (Mukosa) Auslenkung [mm]. 6 5 4 3 2 1 P1 P2 P3 P4 P5 P6 P7 P8 P9 0 0 5 10 15 20 Gewicht [g] Diagr. 3: Mittelwerte und Standardabweichungen für die Auslenkungen der neun Positionsmarker beim Zug am anterioren Zugpunkt P9. Miteinbezogen sind alle Messwerte der vier Durchgänge D1-D4 der KK 1-5 (Zugkraft eingeleitet in die SL-Mukosa).

23 Greift die vertikal gerichtete Zugkraft am anterioren Zugpunkt an, wird dieser Anteil der SL-Kante am stärksten deformiert. Ersichtlich ist dies am Verlauf des P9-Graphen (Diagr. 3). Dahinter folgt die SL-Kantenmitte (repräsentiert durch P6) welche sich stets etwas geringer verformen lässt. Die Deformationswerte für die Positionsmarker P3, P8 und P5 fallen wiederum geringer aus. Diese repräsentieren den posterioren Anteil der SL-Kante (P3) sowie die anterior (P8) und mittig (P5) befindliche SL-Bereiche, welche sich direkt unterhalb der SL-Kante befinden. Auf die übrigen Markerpunkte wird durch die anterior eingeleitete Zugkraft ein kaum spürbarer Einfluss ausgeübt. Dies ist anhand des Kurvenverlaufs der P1-, P4- und P7-Graphen ersichtlich. Das Mukosagewebe zeigt sich demnach kaudal am geringsten deformierbar. Die in den ausgewerteten Zugversuchen (KK 1-5) ermittelten Deformationswerte der Nähte des Punktegitters weichen stets von den errechneten Mittelwerten ab. Diese Streuung ist für jeden Datenpunkt in Form der Standardabweichung im Diagramm grafisch festgehalten. 6.1.4 SL-Deformationsverhalten entlang der SL-Kante Um das Deformationsverhalten der SL-Mukosa von posterior nach anterior kompakt darstellen zu können, werden im Folgenden die aktiven Auslenkungen der drei entlang der SL-Kante befindlichen Zugpunkte (P 3/6/9) miteinander verglichen. Hierfür wurden die gemittelten aktiven Zugpunkt-Auslenkungen aller Mukosa-Zugversuche (KK 1-5) in das untenstehende Kraft-Deformations-Diagramm (Diagr. 4) übertragen. Miteinbezogen wurden ausschließlich die gemessenen aktiven Auslenkungen der einzelnen Zugpunkte (P 3/6/9) mit den Gewichten von 1 g bis 20 g. Die Datenpunkte wurden mit interpolierten Linien verbunden. P3 repräsentiert dabei das posterior befindliche, P6 das mittig befindliche und P9 das anterior befindliche Mukosa-Gewebe entlang der SL-Kante.

24 KK (1-5) - Aktive Zugpunkt-Auslenkungen von P3 / P6 / P9 (Mukosa) 7 6 Auslenkung [mm]. 5 4 3 2 P3 posterior P6 mittig P9 anterior 1 0 0 5 10 15 20 Gewicht [g] Diagr. 4: Datenpunkte entsprechen den errechneten Mittelwerten der Zugpunkt-Auslenkungen bei jeweils aktiver Kraftapplikation an den Zugpunkten P3, P6 und P9 mit folgenden Gewichten: 1 g, 2 g, 5 g, 10 g, 15 g und 20 g. Miteinbezogen sind die Messwerte aller vier Durchgänge D1-D4 der KK 1-5 (Zugkraft eingeleitet in die SL-Mukosa). Wie in Diagramm 4 erkennbar zeigt die Mukosa entlang der SL-Kante posterior (repräsentiert durch P3) und mittig (repräsentiert durch P6) ein vergleichbares Deformationsverhalten. Beide Mukosa-Anteile lassen sich über die gesamte Gewichtspalette etwa gleich stark deformieren. Erkennbar ist dies am annähernd deckungsgleichen Verlauf der beiden Graphen von P3 und P6. Mittig (P6) zeigt sich eine etwas stärkere Deformierbarkeit bis zu einem Gewicht von 10 g. Darüber hinaus präsentiert sich der posteriore Anteil (P3) geringfügig stärker verformbar. Mit einer gemittelten Maximalauslenkung von 5,54 mm für den posterioren Zugpunkt P3 und 5,42 mm für den mittleren Zugpunkt P6 ähneln sich die Maximalauslenkung ebenfalls stark. Insgesamt geringer verformbar erweist sich das Mukosagewebe des anterioren Anteils der SL-Kante, erkennbar am Verlauf des P9-Graphen. Die aktive Maximalauslenkung für den anterioren Zugpunkt (P9) erreicht lediglich einen Höchstwert von 3,75 mm. Des Weiteren ergibt sich für alle drei Gewebeanteile eine nicht lineare Abhängigkeit zwischen gemessener Deformation und eingeleitetem Gewicht. Dies zeigt sich anhand des exponentiellen Verlaufs der interpolierten Linien. Für P3 und P6 ist dies ab einem applizierten Gewicht von mehr als 5 g ersichtlich.

25 Anterior (P9) zeigt sich dies bereits ab einem Gewicht von mehr als 2 g. Für Gewichte bis 5 g (für P3 und P6) beziehungsweise bis 2 g (für P9) verlaufen die drei Graphen annähernd linear. Aus den Diagrammen 1, 2 und 3 ist ersichtlich, dass sich beim Einleiten der Zugkraft in die SL-Mukosa posterior (Diagr. 1), mittig (Diagr. 2) und anterior (Diagr. 3) stets der dem aktiv ausgelenkten Zugpunkt direkt benachbarte Positionsmarker der SL-Kante mit am stärksten auslenken lässt. Wird mittels Zugkraft der posteriore Zugpunkt P3 (Diagr. 1) aktiv ausgelenkt so werden etwas geringere Deformationswerte am benachbarten Positionsmarker P6 vermessen. Der Zug mittig der SL-Kante an P6 (Diagr. 2) übt mit den größten Einfluss auf die Auslenkungen der posterior und anterior benachbarten Markerpunkte P3 und P9 aus. Für den aktiven Zug am anterioren Zugpunkt P9 (Diagr. 3) zeigen sich die nächstgeringeren Deformationswerte am Markerpunkt P6, welcher die SL-Kantenmitte repräsentiert. In der Summe zeigt die SL-Mukosa eine geringfügig zunehmende Elastizität von posterior (P3) zur Mitte (P6) hin (bis 10 g) mit stark abnehmender Elastizität nach anterior (P9). Die SL-Mukosa verhält sich anterior am steifsten und zeigt sich demnach bei gleichem Kraftaufwand am geringsten deformierbar. Zudem demonstriert die SL- Mukosa der SL-Kante eine nicht lineare Abhängigkeit zwischen applizierter Kraft und hervorgerufener Deformation mit linearer Näherung für niedrige Gewichte. Die aktiv deformierten Zugpunkte sorgen bezogen auf die übrige mediale SL-Oberfläche für die größten Auslenkungen an den unmittelbar benachbarten Anteilen der SL-Kante. 6.2 SL-Deformationsverhalten beim Kraftansatz im SL-Muskel Für die fünf SL der Messreihe II (KK 6-10) befanden sich die Zugpunkte P3 (posterior), P6 (mittig) und P9 (anterior) im SL-Muskel entlang der SL-Kante befestigt. Die Nähte umgriffen dabei gleichzeitig den Muskel samt der darüber befindlichen Mukosa. Die in Form von Gewichten eingeleiteten Zugkräfte sorgten somit für eine Verformung beider Gewebeschichten. Die Diagramme 5, 6 und 7 stellen das in den Muskel-Zugversuchen vermessene Deformationsverhalten der medialen SL-Oberfläche grafisch dar, wenn die Zugkraft posterior (Diagr. 5), mittig (Diagr. 6) und anterior (Diagr. 7) eingeleitet wird. Hierfür wurden die vermessenen Auslenkungen aller Nähte des aufgebrachten Punktegitters für die vier Durchgänge (D1-D4) der KK 6-10 gemittelt. Die berechneten Mittelwerte der Auslenkungen aller neun Nähte des aufgebrachten Punktegitters (Zugund Markerpunkte) wurden anschließend in Abhängigkeit des wirkenden Gewichts (1 g, 2 g, 5 g, 10 g, 15 g und 20 g) in oben beschriebene Kraft-Deformations-Diagramme

26 übertragen. Die Linien zwischen den Datenpunkten wurden interpoliert. Ebenfalls eingezeichnet sind die berechneten Standardabweichungen. 6.2.1 SL-Deformationsverhalten bei lokaler Kraftapplikation posterior Diagramm 5 gibt die über die vier Durchgänge gemittelten Auslenkungen aller Nähte des aufgebrachten Punktegitters (P 1-9) wieder. Die Zugkraft wird posterior (P3) in den SL-Muskel eingeleitet. 5 KK (6-10) - Aktiver Zug an P3 (Muskel) Auslenkung [mm]. 4 3 2 1 P1 P2 P3 P4 P5 P6 P7 P8 P9 0 0 5 10 15 20 Gewicht [g] Diagr. 5: Mittelwerte und Standardabweichungen für die Auslenkungen der neun Positionsmarker beim Zug am posterior befindlichen Zugpunkt P3. Miteinbezogen sind alle Messwerte der vier Durchgänge D1-D4 der KK 6-10 (Zugkraft eingeleitet in den SL-Muskel). Wie in Diagramm 5 erkennbar, zeigt der aktiv ausgelenkte Zugpunkt P3 im Vergleich zu den verbleibenden Markerpunkten der medialen SL-Oberfläche die größten Deformationswerte. Erkennbar ist dies am Verlauf des P3-Graphen. Neben P3 werden die posterioren und mittleren Anteile der SL mit am weitesten ausgelenkt. P2, der direkt unterhalb des Zugpunktes P3 sitzt, lässt sich hiervon am stärksten deformieren. P6, P5 und P1 werden etwas geringer ausgelenkt. Sie werden allesamt in etwa gleich weit versetzt. Weiterhin wird der Positionsmarker P4 wieder etwas geringer ausgelenkt. Der Einfluss der eingeleiteten Zugkraft auf die anteriore SL, repräsentiert