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Fachartikel Peer Review 

Belas­tungs­pro­fi­le von kno­chen­ver­an­ker­ten Oberschenkel­implantaten ver­bun­den mit moder­nen Prothesenpassteilen

L. Frossard1,2,3,4, S. Laux5, M. Geada5, P. P. Heym6, K. Lechler7
Hintergrund: In einer Studie wurde das Belastungsprofil osseointe­grierter Implantate bei transfemoral knochenverankerten Prothesen gezeigt, die mit einem modernem mikroprozessorgesteuertem Rheo Knee XC und einem energiespeichernden Pro-Flex-XC- oder -LP-Prothesenfuß von Össur ausgestattet waren und im Rahmen von fünf standardisierten täglichen Aktivitäten untersucht wurden. Methoden: Bei der Querschnitts-Kohortenstudie wurden den 13 Teilnehmern transfemorale osseointegrierte Implantate mit Presspassung eingesetzt. Die Belastungsdaten wurden direkt mit dem triaxialen Transducer („Sensor“) eines iPecsLab (RTC Electronics, USA) gemessen, der zwischen dem Implantat und dem Prothesenkniegelenk angebracht war. Das Belastungsprofil wurde durch spatiotemporale Gangvariablen, die Höhe der Belastungsgrenzen sowie den Beginn und die Größenordnung der Belastungsextrema beim Gehen sowie Auf- und Absteigen von Rampen und Treppen charakterisiert. Ergebnisse der Studie: Insgesamt 2127 Schritte wurden analysiert. Die Schrittfrequenz (Kadenz) lag zwischen 36 ± 7 und 47 ± 6 Schritten/min. Die über alle Aktivitäten hinweg auf und um die Längsachse, anterior-posteriore und mediolaterale Achse des Implantats aufgebrachten absoluten Maximalkräfte und -momente betrugen 1322 N, 388 N bzw. 133 N sowie 22 Nm, 52 Nm bzw. 88 Nm. Auswertung: Diese Studie liefert neue Benchmark-Belastungsdaten für transfemorale knochenverankerte Prothesen, die mit ausgewählten Össur-Komponenten nach dem neuesten Stand der Technik ausgestattet sind. Die Ergebnisse deuten darauf hin, dass solche Prothesen relevante Belastungen an der Schnittstelle mit dem osseointegrierten Implantat erzeugen können, um die Gehfähigkeit effektiv wiederherzustellen. Diese Studie kann helfen, realistische Belastungsprofile in freier Umgebung systematisch zu erfassen, zu analysieren und mögliche Evidenzlücken zwischen der Verordnung und den biomechanischen Vorteilen der hochmodernen Komponenten zu schließen. Es bleibt zu hoffen, dass dies dazu beiträgt, die Ergebnisse für die wachsende Zahl von Menschen mit Gliedmaßenverlust, die sich für bionische Lösungen entscheiden, zu verbessern.
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Durchschnitt und Standardabweichung (dünne Linien) des Belastungsprofils, das mit den modernen Komponenten während des Gehens (347 Gangzyklen) aufgebracht wird (%BW: Prozentsatz Körpergewicht).


1  Your­Re­se­arch­Pro­ject Pty Ltd, PO Box 143, Red Hill, QLD 4059, Australien
2  Grif­fith Uni­ver­si­ty, 1 Park­lands Dr, ­South­port, QLD 4215, Australien
3  Uni­ver­si­ty of the Suns­hi­ne Coast, 90 Sip­py Downs Dr, Sip­py Downs, QLD 4556, Australien
4  Queens­land Uni­ver­si­ty of Tech­no­lo­gy, 2 Geor­ge St, Bris­bane, City, QLD, 4000, Australien
5  APC Pro­sthe­tics Pty Ltd, Suite 1, 170–180 Bour­ke Rd, Alex­an­dria, NSW 2015, Australien
6  Sum of Squa­res – Sta­tis­ti­cal Con­sul­ting, ­Esse­ner Str. 100, 04357 Leip­zig, Deutschland
7  ÖSSUR, R&D, Medi­cal Office, Grjot­hals 1–5, Reykja­vik, Island

 

Abkür­zun­gen
%BW = Pro­zent­satz Körpergewicht
%GC = Pro­zent­satz Gangzyklus
%SUP = Pro­zent­satz Stützphasen
AP = Ante­rior-pos­te­rio­re Achse
BAP = Kno­chen­ver­an­ker­te Prothese
BW = Körpergewicht
ESAR = Ener­gie­spei­chern­der und ‑rück­ge­ben­der Fuß
F = Kraft
GC = Gangzyklus
LG = Längsachse
M = Moment
ML = Medio­la­te­ra­le Achse
MPK = Mikroprozessor­kontrolliertes Knie
N = Anzahl Gangzyklen
PV = Pro­zent­satz der Abweichungen
SUP = Stütz­pha­sen des Gangzyklus
TFA = Per­son mit trans­fe­mo­ra­ler Amputation

 

Ein­lei­tung

Da eine Pro­the­se für die Auf­recht­erhal­tung der Lebens­qua­li­tät von Per­so­nen mit trans­fe­mo­ra­ler Ampu­ta­ti­on (TFA) von ent­schei­den­der Bedeu­tung ist, wäh­len Ver­sor­ger am ehes­ten sol­che Schaft‑, Knie- und Fuß­kom­po­nen­ten aus, die eine maxi­ma­le Funk­tio­na­li­tät ermög­li­chen1. Lei­der sind die Weich­tei­le des Stump­fes nur begrenzt in der Lage, den mecha­ni­schen Belas­tun­gen stand­zu­hal­ten, die von der Pro­the­se wäh­rend der Gewichts­be­las­tung durch den Schaft über­tra­gen wer­den. In der Pra­xis könn­te die Schnitt­stel­le zwi­schen Stumpf und Schaft zu erheb­li­chen Beschwer­den auf­grund von Haut­schä­di­gun­gen füh­ren und eine frü­he, vor­über­ge­hen­de oder mög­li­cher­wei­se auch end­gül­ti­ge Ableh­nung der Pro­the­se zur Fol­ge haben2.

Alter­na­tiv kön­nen TFA mit kno­chen­ver­an­ker­ten Pro­the­sen (BAP) aus­ge­stat­tet wer­den, die an einem osseo­in­te­grier­ten Implan­tat befes­tigt sind, das chir­ur­gisch in den ver­blei­ben­den Ober­schen­kel­kno­chen ein­ge­setzt wird3 4. Meh­re­re Stu­di­en haben gezeigt, dass trans­fe­mo­ra­le BAP die Funk­tio­nen und die gesund­heits­be­zo­ge­ne Lebens­qua­li­tät ver­bes­sern kön­nen, ins­be­son­de­re bei jun­gen und akti­ven Men­schen, die unter sehr gro­ßen Schaft­pro­ble­men lei­den5 6 7 8 9 10. Das Manage­ment von Weich­teil­res­ten sowie die Risi­ken von Infek­tio­nen, Locke­run­gen, peri­pro­the­ti­schen Frak­tu­ren und Brü­chen von osseo­in­te­grier­ten Implan­tat­tei­len wer­den von den Behand­lungs­teams als akzep­ta­bel ange­se­hen, obwohl die­se bis­her noch nicht zufrie­den­stel­lend gelöst sind11 12 13 14 15. Vor­läu­fi­ge gesund­heits­öko­no­mi­sche Ana­ly­sen wei­sen auf die Kos­ten­ef­fi­zi­enz von BAP im Ver­gleich zu Schaft­pro­the­sen aus Sicht der staat­li­chen pro­the­ti­schen Ver­sor­gung hin16 17 18 19.

Ver­ord­nung von Prothesenpassteilen

Die Vor- und Nach­tei­le der osseo­in­te­grier­ten Implan­ta­te ver­mi­schen sich durch Anpas­sung der Pro­the­sen wäh­rend der Reha­bi­li­ta­ti­on und danach20 21 22 23 24 25. Bei maß­ge­schnei­der­ten Emp­feh­lun­gen von kli­ni­schen Teams für Pass­tei­le wer­den indi­vi­du­el­le Emp­feh­lun­gen, die Art des Implan­tats, die Anwei­sun­gen des Her­stel­lers, die Lebens­wei­se und die Kos­ten berück­sich­tigt26. Ursprüng­lich wur­den mecha­nisch pas­si­ve Kom­po­nen­ten mit Grund­funk­tio­nen emp­foh­len, wie ein­ach­si­ge oder poly­zen­tri­sche hydrau­li­sche Knie und mul­tiaxia­le Fuß- und Knö­chel­ge­lenks­ein­hei­ten27 28. Heut­zu­ta­ge dage­gen wer­den immer häu­fi­ger fort­schritt­li­che Kom­po­nen­ten wie mikro­pro­zes­sor­ge­steu­er­te Knie­ge­len­ke (MPK) und ener­gie­spei­chern­de Fuß­pass­tei­le (ESAR) ver­ord­net29 30 31 32. Die Ver­ord­nung die­ser Pass­tei­le wird von eini­gen Teams sogar als Best-Prac­ti­ce ange­se­hen33.

Das Belas­tungs­pro­fil

Laut Fros­sard et al. 34 35 36 und Robin­son et al. 37 erge­ben sich die bio­me­cha­ni­schen Vor­tei­le die­ser Pass­tei­le (z. B. ver­bes­ser­te Funk­tio­nen, gerin­ge­re Expo­si­ti­on gegen­über uner­wünsch­ten Ereig­nis­sen) aus dem von ihnen erzeug­ten Belas­tungs­pro­fil, das dem wie­der­hol­ten Mus­ter jener Kräf­te und Momen­te ent­spricht, die wäh­rend der täg­li­chen Akti­vi­tä­ten auf den Bereich der drei ana­to­mi­schen Ach­sen des osseo­in­te­grier­ten Implan­tats einwirken.

Grund­sätz­lich könn­ten mit MPK und ESAR aus­ge­stat­te­te BAP die Sta­bi­li­tät (z. B. Stand- und Schwung­kon­trol­le), die Geh­fä­hig­keit (z. B. gro­ßer Bewe­gungs­um­fang, mecha­nisch ange­trie­be­nes Absto­ßen), die Dämp­fung bei über­mä­ßi­gen Belas­tun­gen im Rah­men all­täg­li­cher Akti­vi­tä­ten (z. B. auto­ma­ti­sche adap­ti­ve Stand- und Schwung­pha­sen) erhö­hen und das Sturz­ri­si­ko ver­rin­gern (z. B. auto­ma­ti­sche Stol­per­kor­rek­tur) 38 39 40 41 42 43. Eine mög­li­che Hypo­the­se wäre, dass die­se Funk­tio­nen ein Belas­tungs­pro­fil inner­halb der Gol­di­locks-Zone für das osseo­in­te­grier­te Implan­tat erzeu­gen kön­nen. Wie von Pit­kin und Fros­sard44 beschrie­ben und im Anhang näher erläu­tert, bezieht sich die­ses Kon­zept der Gol­di­locks-Zone auf den Bereich, in dem die auf das Implan­tat und den Stumpf aus­ge­üb­ten mecha­ni­schen Bean­spru­chun­gen (z. B. die Grö­ßen­ord­nung der Kräf­te und Momen­te) inner­halb eines Bereichs lie­gen, der pas­send dafür ist, die Sta­bi­li­tät der Kno­chen-Implan­tat-Ver­bin­dung zu erhal­ten45. Es wird davon aus­ge­gan­gen, dass die Belas­tung durch moder­ne BAP-Pass­tei­le eher inner­halb eines siche­ren, weni­ger risi­ko­rei­chen Bereichs liegt (z. B. „geeig­ne­te Belas­tung“ für eine sta­bi­le Osseo­in­te­gra­ti­on), sodass die Kno­chen-Implan­tat-Ver­bin­dung nicht geschä­digt wird (z. B. „Unter­be­las­tung“ in Ver­bin­dung mit früh­zei­ti­ger Locke­rung und Infek­ti­on, „Über­be­las­tung“, die zum Bruch von Tei­len und peri­pro­the­ti­schen Frak­tu­ren führt).

Belas­tungs­pro­fil: aktu­el­ler Kenntnisstand

Lei­der konn­te die­se Hypo­the­se nur teil­wei­se mit dem aktu­el­len Wis­sen über das von BAP auf­ge­brach­te Belas­tungs­pro­fil, das mit­hil­fe der inver­sen Dyna­mik geschätzt oder mit einem Sen­sor gemes­sen wird, vali­diert wer­den46 47 48 49 50 51. Lee et al. 52 53 berich­ten über eini­ge Belas­tungs­merk­ma­le beim Gehen sowie beim Auf- und Abstei­gen von Ram­pen und Trep­pen für eine Kohor­te von TFA mit Schraub­im­plan­ta­ten und Basis­kom­po­nen­ten (z. B. mecha­nisch pas­si­ves Knie, mul­tiaxia­les Knö­chel­ge­lenk) 54 55 56. Fros­sard et al. zei­gen in einer Ein­zel­fall­stu­die57, dass das Belas­tungs­pro­fil anhand einer Rei­he von Extre­ma in der Lage ist, mit mecha­ni­schen und MPK-Knien aus­ge­stat­te­te BAP zu unter­schei­den58. 2021 haben Fros­sard et al. die ver­voll­stän­dig­ten Stu­di­en­ergeb­nis­se publi­ziert59 60.

Belas­tungs­pro­fil: Not­wen­dig­keit bei moder­nen Prothesenpassteilen

Bis­lang gibt es nur weni­ge Bele­ge für bio­me­cha­ni­sche Vor­tei­le von moder­nen Pro­the­sen­pass­tei­len. Klar ist die Not­wen­dig­keit, ein bes­se­res Ver­ständ­nis für BAP Belas­tungs­pro­fi­le bei täg­li­chen Akti­vi­tä­ten mit moder­nen Pro­the­sen­pass­tei­le zu erhal­ten61.

Die Erhe­bung neu­er kine­ti­scher Daten zu Rheo Knee XC und Pro-Flex XC oder zum LP-Pro­the­sen­fuß (Össur, Island) ist ange­zeigt, da sie zu den MPK- und ESAR-Pass­tei­len gehö­ren, die z. B. in Aus­tra­li­en für Per­so­nen mit osseo­in­te­grier­ten Implan­ta­ten häu­fig emp­foh­len werden.

Ziel­set­zung

Im Rah­men der Quer­schnitts-Kohor­ten­stu­die erfolg­te die Dar­stel­lung eines Belas­tungs­pro­fils, das auf trans­fe­mo­ra­le osseo­in­te­grier­te Implan­ta­te durch die mit Rheo Knee XC und Pro-Flex XC oder LP aus­ge­stat­te­te BAP unter Ver­wen­dung der Weara­ble-Sen­sor-Tech­no­lo­gie bei fünf täg­li­chen Akti­vi­tä­ten aus­ge­übt wird. Ziel der Stu­die war 1) zu einem bes­se­ren Ver­ständ­nis der mecha­ni­schen Aus­wir­kun­gen von BAPs mit moder­nen Pro­the­sen­pass­tei­len auf osseo­in­te­grier­te Implan­ta­te der unte­ren Glied­ma­ßen bei­zu­tra­gen und 2) den Bereich und die Varia­bi­li­tät der spa­tio­tem­po­ra­len Gang­va­ria­blen, die Grö­ßen­ord­nung der Belas­tungs­gren­zen sowie den Beginn und die Grö­ßen­ord­nung der Extre­ma dar­zu­stel­len, die wäh­rend des stan­dar­di­sier­ten ebe­nen Gehens, des Auf­stei­gens auf und des Abstei­gens von einer Ram­pe auftreten.

Fros­sard beschreibt ergän­zend die  Gol­di­locks-Zone, die Posi­ti­on des Sen­sors in Bezug auf das Implan­tat und das Erken­nen von Extre­ma62. Dar­über hin­aus wur­den Lite­ra­tur­ver­zeich­nis­se und Meta-Ana­ly­sen durch zusätz­li­che im Maga­zin „Data in Brief“ ver­öf­fent­lich­te Infor­ma­tio­nen sowie die Stör­fak­to­ren detail­liert beschrie­ben (Aus­wahl­kri­te­ri­en, demo­gra­fi­sche Daten, Ampu­ta­ti­ons­da­ten, Pro­the­sen­in­for­ma­tio­nen, Ver­bin­dun­gen zwi­schen Implan­tat und Sen­sor, Aus­rich­tung instru­men­tier­ter Pro­the­sen, Posi­ti­on des per­ku­ta­nen Teils und des Knies in Bezug auf den Sen­sor, Beschrei­bung des nicht-expe­ri­men­tel­len Auf­baus, Auf­schlüs­se­lung der Anzahl der ana­ly­sier­ten Schrit­te pro Akti­vi­tät, Belas­tungs­gren­zen sowie Streu­dia­gram­me, die die Streu­ung der ermit­tel­ten Extre­ma zei­gen, und Box­plots der Grö­ßen­ord­nung der Extrema).

Metho­den

Popu­la­ti­on

Die Teil­neh­mer wur­den von einem loka­len Ortho­pä­die­tech­ni­ker ent­spre­chend der zuvor vor­ge­stell­ten Aus­wahl­kri­te­ri­en rekru­tiert (z. B. ca. 6–8 cm Bau­hö­he für die Anbrin­gung des Sen­sors, Abschluss der Reha­bi­li­ta­ti­on, Fähig­keit, 200 m selbst­stän­dig zu gehen) 63 64 65 66. Es gab kei­ne Aus­schluss­kri­te­ri­en hin­sicht­lich Geschlecht, eth­ni­scher Zuge­hö­rig­keit, Kör­per­grö­ße und Funk­ti­ons­ni­veau. Ins­ge­samt 13 TF mit einem nicht von der FDA zuge­las­se­nen Press-Fit-Implan­tat wur­den zwi­schen Sep­tem­ber 2017 und August 2018 in Syd­ney, Aus­tra­li­en, bewer­tet (d. h. Inte­gral-Leg-Pro­sthe­sis [Eska Ortho­pe­dics GmbH, Deutsch­land]; Osseo­in­te­gra­ti­on Pro­sthe­tic Limb [Per­me­di­ca SPA, Ita­li­en]) 67.

Jeder Teil­neh­mer unter­zeich­ne­te eine Ein­wil­li­gungs­er­klä­rung, die von der Ethik­kom­mis­si­on der For­schungs­ein­rich­tung geneh­migt wur­de (Human Rese­arch Ethics Com­mit­tee Zer­ti­fi­kat-Nr. 1600000332, Queens­land Uni­ver­si­ty of Tech­no­lo­gy, Bris­bane, Australien).

Pro­the­se

Die Teil­neh­mer wur­den mit einer instru­men­tier­ten Modu­lar­pro­the­se und einem Off­set-Adap­ter, einem iPec­s­Lab-Sen­sor (RTC Elec­tro­nics, USA), Rheo Knee XC, Pro-Flex XC oder LP-Fuß und ihrem eige­nen Schuh­werk aus­ge­stat­tet68 69 70. Wir haben uns bewusst für die XC- und LP-Model­le der Pro-Flex-Fami­lie ent­schie­den, die in der Regel für Pati­en­ten in Aus­tra­li­en emp­foh­len wer­den, da sie einer hohen Stoß­be­las­tung standhalten.

Ein qua­li­fi­zier­ter und erfah­re­ner Ortho­pä­die­tech­ni­ker führ­te den sta­ti­schen Auf­bau durch, indem er mit­hil­fe des L.A.S.A.R. Pos­tu­re (Otto­bock, Deutsch­land) das Zen­trum des Knie­ge­lenks etwa drei Zen­ti­me­ter hin­ter der ver­ti­ka­len Linie des Kör­per­schwer­punkts posi­tio­nier­te71. Der Ortho­pä­die­tech­ni­ker stell­te die dyna­mi­sche Aus­rich­tung und den Wider­stand für Knie und Fuß den Prä­fe­ren­zen der Teil­neh­mer ent­spre­chend ein72. Die­se waren dar­an gewöhnt, mit einer MPK zu gehen, die in ihre übli­che Pro­the­se ein­ge­passt war73. Daher wur­de eine etwa 15-minü­ti­ge Ein­ge­wöh­nungs­zeit mit der instru­men­tier­ten Pro­the­se als aus­rei­chend erach­tet, um das erfor­der­li­che Ver­trau­en in die Pro­the­se und die benö­tig­te Sicher­heit zu gewähr­leis­ten74.

Auf­zeich­nung

Die Belas­tun­gen wur­den direkt mit einem iPec­s­Lab gemes­sen, das einen triaxia­len Sen­sor ent­hält, der zwi­schen dem Off­set-Adap­ter und der Knie­ein­heit des Teil­neh­mers ange­bracht wur­de75 76 77. Der Sen­sor zeich­ne­te die Kräf­te und Momen­te mit 200 Hz auf, die draht­los an einen Lap­top gesen­det wur­den. Das Koor­di­na­ten­sys­tem des Sen­sors wur­de so aus­ge­rich­tet, dass sei­ne ver­ti­ka­le Ach­se koaxi­al mit der Längs­ach­se (LG) des Implan­tats ver­lief und die ande­ren Ach­sen den ana­to­mi­schen ante­rior-pos­te­rio­ren (AP) und medio­la­te­ra­len (ML) Rich­tun­gen des Implan­tats ent­spra­chen. Die ent­lang der drei Ach­sen des Sen­sors wir­ken­den Kräf­te wur­den als FLG, FAP und FML bezeich­net, die ent­spre­chen­den Momen­te als MLG, MAP und MML, wobei die Kompressions‑, ante­rio­ren bzw. late­ra­len Kräf­te jeweils posi­tiv waren. Stu­di­en haben gezeigt, dass die mit dem iPec­s­Lab-Sen­sor gemes­se­nen Kräf­te und Momen­te eine Genau­ig­keit von mehr als 1 N bzw. 1 Nm auf­wei­sen78 79 80. Hier gin­gen wir davon aus, dass die medul­lä­ren und per­ku­ta­nen Tei­le des Implan­tats sowie das Rohr und/oder der Adap­ter aus einem ein­zel­nen star­ren Teil bestehen. Die Koli­nea­ri­tät der Längs­ach­sen des Implan­tats und des Sen­sors hing jedoch von dem Off­set-Adap­ter ab.

Die Belas­tun­gen wur­den gemes­sen, wäh­rend die Teil­neh­mer bis zu fünf Ver­su­che in fünf stan­dar­di­sier­ten täg­li­chen Akti­vi­tä­ten nach­ein­an­der durch­führ­ten, dar­un­ter ebe­nes Gehen (frei­er Geh­weg: 13 m) Auf- und Abstei­gen einer Ram­pe (Stei­gung: 3,77 Grad) und einer Trep­pe (Trep­pen­hö­he: 17 cm). Die Teil­neh­mer wur­den ange­wie­sen, jede Akti­vi­tät in einem selbst­ge­wähl­ten, ange­neh­men Tem­po durch­zu­füh­ren und bei Bedarf den Hand­lauf zu benut­zen. Die Trep­pen (Auf- und Abstieg) soll­ten sie mög­lichst Schritt-über-Schritt (z. B. nor­ma­les rezi­pro­kes Schritt­mus­ter) und nicht Schritt-für-Schritt (z. B. Auf­set­zen bei­der Füße auf der­sel­ben Stu­fe vor der nächs­ten Stu­fe) gehen, wie von Reid et al. beschrie­ben81. Die Kali­brie­rung des Sen­sors erfolg­te mit­hil­fe von Bench­top-Mes­sun­gen am Ende der Auf­nah­me­sit­zung bei der Pro­the­sen­ent­fer­nung (Null-Off­set).

Ver­ar­bei­tung

Die Roh­da­ten der Kräf­te und Momen­te wur­den impor­tiert und mit­hil­fe des Pro­gramms Mat­lab (The MathWorks Inc., USA) wie zuvor beschrie­ben ver­ar­bei­tet82 83 84 85 86. Die Belas­tungs­da­ten wur­den anhand des fol­gen­den Ver­fah­rens extrahiert:

Schritt 1: Kali­brie­rung. Die Roh­da­ten für jeden Ver­such wur­den ent­spre­chend der Grö­ßen­ord­nung der bei der Kali­brie­rung auf­ge­zeich­ne­ten Belas­tung verschoben.

Schritt 2: Erken­nung des rele­van­ten Seg­ments. Der ers­te Schritt sowie die letz­ten zwei bis drei für jeden Ver­such auf­ge­zeich­ne­ten Schrit­te wur­den ver­wor­fen, um nur jene Schrit­te zu ana­ly­sie­ren, die in gleich­mä­ßi­gem Tem­po außer­halb von Beginn bzw. Ende des Gang­vor­gangs gemacht wurden.

Schritt 3: Bestim­mung der Gang­er­eig­nis­se. Der FLG-Plot wur­de ver­wen­det, um manu­ell ein­zel­ne Fer­sen­kon­tak­te und Zehen­hubs („Toe-off“) inner­halb des rele­van­ten Seg­ments für jeden Ver­such zu erken­nen87.

Schritt 4: Nor­ma­li­sie­rung. Die Daten­sät­ze wur­den wäh­rend des gesam­ten Gang­zy­klus (GC) bzw. der Stütz­pha­sen (SUP) von 0 bis 100 zeit­nor­ma­li­siert, um für die Ver­su­che leich­ter Mit­tel­wer­te bil­den zu kön­nen und die Anga­be von Ereig­nis­sen und Extre­ma in Pro­zent von GC (%GC) bzw. SUP (%SUP) zu erleich­tern. Die Kräf­te und Momen­te wur­den auch als Pro­zent­satz des Kör­per­ge­wichts (%BW, %BWm) angegeben.

Ana­ly­se

Die Cha­rak­te­ri­sie­rung des Belas­tungs­pro­fils umfass­te bis zu 33 Varia­blen für jede Akti­vi­tät bei ins­ge­samt 201 Varia­blen für alle Akti­vi­tä­ten, was einer Serie von Varia­blen wie folgt entspricht:

  • Drei spa­tio­tem­po­ra­le Varia­blen pro Akti­vi­tät, dar­un­ter die Kadenz für einen bestimm­ten Ver­such sowie die Dau­er des GC in Sekun­den und die Stütz­pha­sen in %GC88. Die Kadenz wur­de anhand der Dau­er zwi­schen zwei auf­ein­an­der­fol­gen­den Fer­sen­kon­tak­ten der Pro­the­se bestimmt und daher in Schrit­ten pro Minu­te (Schritte/min) aus­ge­drückt. Die Kadenz der Pro­the­se ent­sprach je nach­dem, ob die Schritt-über-Schritt- oder die Schritt-für-Schritt-Tech­nik ange­wandt wur­de, nicht immer der Anzahl der Schrit­te, die bei Trep­pen­ak­ti­vi­tä­ten auf- oder abwärts gegan­gen wur­den89.
  • Zwölf Belas­tungs­gren­zen pro Akti­vi­tät, ein­schließ­lich des Mini­mums und des Maxi­mums der drei Kom­po­nen­ten von Kräf­ten und Momen­ten, aus­ge­drückt in %BW bzw. %BWm über alle Gang­zy­klen im rele­van­ten Seg­ment, unab­hän­gig vom Beginn.
  • 36 Gesamt­be­las­tungs­gren­zen über alle Akti­vi­tä­ten hin­weg, ein­schließ­lich des Mini­mums, Maxi­mums und abso­lu­ten Maxi­mums der drei Kom­po­nen­ten von Kräf­ten und Momen­ten, aus­ge­drückt in N und %BW bzw. Nm und %BWm.
  • Bis zu 18 Belas­tungs­extre­ma pro Akti­vi­tät, ein­schließ­lich bis zu drei Extre­ma für jede der drei Kraft- und Momen­ten­kom­po­nen­ten90 91 92 93 94. Ein Extrem wur­de als ein Wen­de­punkt des Belas­tungs­mus­ters defi­niert, der bei einer bestimm­ten Akti­vi­tät bei allen Teil­neh­mern über meh­re­re auf­ein­an­der­fol­gen­de Schrit­te hin­weg auf­tritt. Der Zeit­punkt des Auf­tre­tens bzw. des Beginns und die Grö­ße jedes Extre­mums wur­de halb­au­to­ma­tisch ermit­telt, indem die mini­ma­le oder maxi­ma­le Belas­tungs­grö­ße inner­halb eines vor­ge­ge­be­nen Zeit­fens­ters gesucht wurde.

Daten­sät­ze für spa­tio­tem­po­ra­le Varia­blen, Belas­tungs­gren­zen und Extre­ma wur­den mit­tels Zusam­men­fas­sung aller GC für alle Ver­su­che für jede Akti­vi­tät erstellt. Daten­sät­ze für die all­ge­mei­nen Belas­tungs­gren­zen wur­den für alle GC über alle Akti­vi­tä­ten zusam­men extra­hiert. Alle Daten­sät­ze wur­den in die­sem Bei­trag durch den Mit­tel­wert und eine Stan­dard­ab­wei­chung beschrie­ben. Box­plots, die die unte­ren und obe­ren Gren­zen des 95-Pro­zent-Kon­fi­denz­in­ter­valls, den Mit­tel­wert und die Aus­rei­ßer der Grö­ßen­ord­nung der Extre­ma von Kräf­ten und Momen­ten zei­gen, wer­den eben­falls dar­ge­stellt95.

Die Varia­bi­li­tät eines Daten­sat­zes wur­de anhand des Pro­zent­sat­zes der Abwei­chung (PV = abso­lu­te [[Standardabweichung/Mittelwert] x 100]) bestimmt. In Anbe­tracht der Inter- und Intra­va­ria­bi­li­tät der Belas­tungs­da­ten gin­gen wir davon aus, dass ein PV unter oder über 20 % eine gerin­ge bzw. hohe Varia­bi­li­tät anzeigt96 97 98 99 100.

Ergeb­nis­se

Teil­neh­mer

Ins­ge­samt nah­men 13 mit einem Press­fit-Implan­tat ver­se­he­ne TFA an die­ser Stu­die teil (2 Frau­en, 11 Män­ner, 57 ± 14 Jah­re, 1,78 ± 0,08 m, 86,31 ± 18,03 kg, 25,921 ± 4,734 kg/m2, 17 ± 19 Jah­re seit der Ampu­ta­ti­on, 2 ± 2 Jah­re seit der Osseo­in­te­gra­ti­on, 28,38 ± 5,69 cm Stumpf­län­ge oder 63 ± 11 % des gesun­den Ober­schen­kels). Indi­vi­du­el­le demo­gra­fi­sche Daten sowie Infor­ma­tio­nen über Ampu­ta­tio­nen und Pro­the­sen sind in101 beschrie­ben. Die­se Kohor­te reprä­sen­tiert etwa 3,2 % bzw. 1,3 % der Popu­la­ti­on der mit BAP ver­sorg­ten TFA in Aus­tra­li­en bzw. welt­weit. Ins­ge­samt wur­den 2127 GC ana­ly­siert, dar­un­ter 347, 252, 268, 236 und 180, die wäh­rend des Gehens bzw. des Auf- und Abstei­gens von Ram­pen und Trep­pen auf­ge­zeich­net wurden.

Spa­tio­tem­po­ra­le Varia­blen des Gangbildes

Die Kadenz und Dau­er der GC sind in Tabel­le 1 dar­ge­stellt. Alle zwölf (80 %) spa­tio­tem­po­ra­len Varia­blen zei­gen eine gerin­ge Varia­bi­li­tät beim Gehen, beim Auf- und Abstei­gen auf die/von der Ram­pe und beim Trep­pen­stei­gen. Nur drei (20 %) spa­tio­tem­po­ra­le Varia­blen zei­gen eine hohe Varia­bi­li­tät wäh­rend des Treppenabstiegs.

Belas­tungs­pro­fil

Es wur­den eine Rei­he von Adap­ter- und Rohr­kom­bi­na­tio­nen zwi­schen den per­ku­ta­nen Tei­len und dem Sen­sor (kein Rohr und kein Adap­ter: 15 %, ein Rohr und ein Adap­ter: 8 %, ein Rohr und kein Adap­ter: 8 %, kein Rohr und ein Adap­ter: 69 %). Wir schät­zen, dass das dista­le Ende des per­ku­ta­nen Teils und die Mit­te des Knies 1,61 ± 1,36 cm, 0,75 ± 0,68 cm bzw. 9,07 ± 2,32 cm sowie 1,08 ± 1,16 cm, 0,69 ± 0,73 cm bzw. 8,10 ± 0,35 cm von der Mit­te des Sen­sors auf der AP‑, ML- bzw. LG-Ach­se ent­fernt waren.

Einen Über­blick über den Mit­tel­wert und die Stan­dard­ab­wei­chung der auf das Implan­tat ein­wir­ken­den Belas­tung wäh­rend der Stütz­pha­se beim Gehen bzw. beim Trep­pen-/Ram­pen­auf- und ‑abstieg geben die Abbil­dun­gen 1–3.

Belas­tungs­gren­zen

Die durch­schnitt­li­chen Belas­tungs­gren­zen wäh­rend der ein­zel­nen Akti­vi­tä­ten sind in Tabel­le 2 dar­ge­stellt. Alle durch­schnitt­li­chen Mini­mal- und Maxi­mal­be­las­tun­gen wei­sen eine hohe Varia­bi­li­tät auf, mit Aus­nah­me der fünf (17 %) durch­schnitt­li­chen Maxi­mal­be­las­tun­gen für FLG, die wäh­rend aller Akti­vi­tä­ten auf­ge­bracht wurden.

Die gesam­te mini­ma­le und maxi­ma­le Belas­tung, die bei allen Akti­vi­tä­ten auf­ge­bracht wur­de, lag zwischen:

  • -298 N und +1322 N oder ‑28 %BW und +161 %BW auf FLG,
  • -358 N und +388 N oder ‑31 %BW und +34 %BW auf FAP,
  • -56 N und +133 N oder ‑7 %BW und +16 %BW auf FML,
  • -22 Nm und +20 Nm oder ‑2 %BWm und +2 %BWm auf MLG,
  • -52 Nm und +24 Nm oder ‑6 %BWm und +3 %BWm auf MAP,
  • -67 Nm und +88 Nm oder ‑9 %BWm und +11 %BWm auf MML.

Belas­tungs­extre­ma

Ins­ge­samt wur­den 43 von 90 poten­zi­el­len Extre­ma über alle Akti­vi­tä­ten hin­weg extra­hiert, da sie bei allen Teil­neh­mern kon­sis­tent auf­tra­ten (d. h. FLG1, FAP1, FAP2, FML1, MLG1, MLG2, MAP1, MML1, MML2, MML3), dar­un­ter zehn für ebe­nes Gehen und Ram­pen­auf­stieg sowie neun für Ram­pen­ab­stieg, acht für Trep­pen­auf­stieg und sechs für Trep­pen­ab­stieg. Der in Tabel­le 3 dar­ge­stell­te Beginn und die Grö­ßen­ord­nung zei­gen eine hohe Varia­bi­li­tät für 31 (72 %) bzw. 38 (88 %) der Extrema.

Dis­kus­si­on

Die Ergeb­nis­se

Die Belas­tungs­pro­fi­le wur­den für eine Kohor­te ermit­telt, die etwa 1,3 % der geschätz­ten TFA-Popu­la­ti­on welt­weit aus­macht, die mit BAP aus­ge­stat­tet ist.

Die Kadenz lag zwi­schen 36 ± 7 und 47 ± 6 Schritten/min. beim Gehen, Ram­pen-/Trep­pen­auf- und ‑abstieg mit selbst gewähl­ter Geschwindigkeit.

Die abso­lu­te Höchst­be­las­tung betrug 161 %BW auf FLG, 34 %BW auf FAP, 16 %BW auf FML, 2 %BWm auf MLG, 6 %BWm auf MAP und 11 %BWm auf MML.

Das Belas­tungs­pro­fil, das wäh­rend der fünf berück­sich­tig­ten täg­li­chen Akti­vi­tä­ten ange­wandt wird, kann durch eine Rei­he von zehn Extre­ma cha­rak­te­ri­siert wer­den (FLG = 1, FAP = 2, FML = 1, MLG = 2, MAP = 1, MML = 3).

Die Varia­bi­li­tät war in der Regel gering für die spa­tio­tem­po­ra­len Varia­blen, aber hoch für die Belas­tungs­gren­zen und Extrema.

Inter­pre­ta­ti­on

Zudem bestä­tigt die­se Stu­die die gute Anwend­bar­keit eines ein­ge­bet­te­ten triaxia­len Sen­sors zur Erfas­sung eines bes­se­ren öko­lo­gi­sche­ren Belas­tungs­pro­fils im Ver­gleich zu Metho­den, die auf einer inver­sen Dyna­mik beru­hen102 103 104 105 106 107 108 109. Direk­te Mes­sun­gen ermög­lich­ten die Auf­zeich­nung einer hohen Anzahl von Schrit­ten, wenn sich die Teil­neh­mer in einer nicht instru­men­tier­ten Umge­bung frei beweg­ten. Die­se Mes­sun­gen ver­rin­gern eini­ge der Pro­ble­me der inver­sen Dyna­mik, bei der die Schrit­te ange­passt wer­den müs­sen, um die Kraft­mess­plat­ten zu tref­fen; dies betrifft auch die für die Erfas­sung der 3D-Bewe­gun­gen am Kör­per anzu­brin­gen­den reflek­tie­ren­den Mar­ker. Die inver­se Dyna­mik ist auch anfäl­lig für Feh­ler­mes­sun­gen der pro­xi­ma­len Gelen­ke, wie u. a. von Dumas et al. beschrie­ben110 111 112. Daher könn­te das direkt mit einem Sen­sor gemes­se­ne Belas­tungs­pro­fil die rea­le Belas­tung bes­ser widerspiegeln.

Der Ver­gleich des hier vor­ge­stell­ten Belas­tungs­pro­fils mit zuvor ver­öf­fent­lich­ten Daten muss sorg­fäl­tig geprüft wer­den, da mög­li­che Unter­schie­de zwi­schen den Stu­di­en auf unkon­trol­lier­te Stör­fak­to­ren zurück­zu­füh­ren sein kön­nen (z. B. Län­ge des Resi­du­ums, Hete­ro­ge­ni­tät der Pro­the­sen­kom­po­nen­ten, Aus­rich­tung auf­grund der Varia­bi­li­tät zwi­schen den Pro­the­ti­kern, phy­si­ka­li­sches Set­up der Akti­vi­tä­ten und Dau­er der Ein­ge­wöh­nung mit der instru­men­tier­ten Pro­the­se)113 114 115 116.

Den­noch zeigt die­se Stu­die, dass BAP mit neu­es­ten Pro­the­sen­pass­tei­len die spa­tio­tem­po­ra­len Gang­merk­ma­le beim Gehen mit selbst gewähl­ter Geschwin­dig­keit merk­lich ver­bes­sern. Durch­schnitt­li­che Kadenz und Dau­er der Stütz­pha­se beim Gehen waren: 3 Schritte/min (5 %) schnel­ler und 0,022 s (3 %) län­ger, 0 Schritte/min und 0,112 s (13 %) län­ger, aber 11 Schritte/min (24 %) lang­sa­mer und 0,192 s (23 %) län­ger im Ver­gleich zum Aus­gangs­wert bei Per­so­nen, die mit Schaft­pro­the­sen und BAP mit Basis­kom­po­nen­ten aus­ge­stat­tet waren, sowie Nicht­be­hin­der­ten, wie von Fros­sard et al. prä­sen­tiert117 118 119 120. Moder­ne Kom­po­nen­ten erzeug­ten bei allen Akti­vi­tä­ten eine maxi­ma­le Belas­tung, die bei FLG deut­lich um 226 N oder 37 %BW erhöht wur­de, bei FAP jedoch nur mode­rat um 77 N oder 2 %BWm, bei MLG um 6 Nm oder 1 %BWm, bei MAP um 3 Nm oder 2 %BWm und bei MML um 14 Nm oder 3 %BWm und bei FML sogar um 149 N oder 11 %BW im Ver­gleich zu BAP mit Basis­kom­po­nen­ten redu­ziert wur­de121.

Die moder­nen Pro­the­sen­pass­tei­le erzeug­ten wäh­rend des letz­ten Teils der Stütz­pha­se Las­ten, die im Ver­gleich zu BAP mit Basis­kom­po­nen­ten wäh­rend des Gehens sowie des Ram­pen­auf- und ‑abstiegs um 7 %BW, 8 %BW bzw. 7 %BW bei FAP2, 2,61 %BWm, 1,80 %BWm bzw. 0,89 %BWm bei MML2 sowie 0,29%BWm, 0,06 %BWm bzw. 0,31 %BWm bei MLG2 erhöht waren122.

Schließ­lich war die hohe Varia­bi­li­tät in der Grö­ßen­ord­nung der Extre­ma kon­sis­tent mit den Schritt-zu-Schritt-Varia­bi­li­tä­ten bei Lee et al. und für jene, die typisch sind für sym­pto­ma­ti­sche Popu­la­tio­nen123. Es gibt jedoch nur weni­ge Bele­ge für einen Zusam­men­hang zwi­schen hoher Varia­bi­li­tät und Expo­si­ti­on gegen­über Risi­ken für das Implan­tat. Die­se Ergeb­nis­se zei­gen jedoch die Vor­tei­le indi­vi­dua­li­sier­ter Bewer­tun­gen hin­sicht­lich der Aus­wir­kun­gen spe­zi­fi­scher Kom­po­nen­ten auf das Belas­tungs­pro­fil und ver­deut­li­chen, wie wich­tig es ist, bei der Pla­nung von beob­ach­ten­den Kohor­ten­stu­di­en mit homo­ge­nem Design die Pro­the­sen­pass­tei­le zu berücksichtigen.

Gren­zen der Studie

Die Gren­zen die­ser Stu­die sind typisch für Beob­ach­tungs- und ins­be­son­de­re Quer­schnitts-Kohor­ten­stu­di­en, die sich auf rea­lis­ti­sche Belas­tungs­pro­fi­le in frei­er Umge­bung der Pro­the­sen­be­las­tung wäh­rend stan­dar­di­sier­ter täg­li­cher Akti­vi­tä­ten kon­zen­trie­ren124 125 126 127.

Die Kräf­te und Momen­te wur­den in Bezug auf das Koor­di­na­ten­sys­tem des Sen­sors aus­ge­drückt. Der Sen­sor war jedoch nur auf der AP- und ML-Ach­se um eini­ge Zen­ti­me­ter ver­setzt, sodass die Grö­ßen­ord­nung der Momen­te im Bereich die­ser Ach­sen den am dista­len Ende des Implan­tats auf­ge­brach­ten Momen­ten recht nahe kam. Die Belas­tungs­mes­sun­gen wur­den wäh­rend der dyna­mi­schen Aus­rich­tun­gen ohne Stan­dar­di­sie­rung des Knie­beu­ge­wi­der­stands und der Stei­fig­keit der Fuß­ge­lenk­ein­hei­ten (z. B. anthro­po­me­tri­scher Index) durch­ge­führt128 129 130 131.

Es ist unklar, wie sich indi­vi­du­el­le Aus­rich­tun­gen auf die Gesamt­va­ria­bi­li­tät der Belas­tungs­pro­fi­le aus­wir­ken. Die Stu­di­en haben gezeigt, dass die zuge­stan­de­ne Akkli­ma­ti­sie­rungs­zeit aus­rei­chend sein soll­te, da die Teil­neh­mer bereits Erfah­rung mit MKP hat­ten132. Es ist jedoch mög­lich, dass die begrenz­te Anpas­sung an die ver­schie­de­nen Stan­dard­stel­lungs- und ‑schwung­po­si­tio­nen zwi­schen den Knien zu einem zöger­li­che­ren Gang­bild und mög­li­cher­wei­se zu einer gerin­ge­ren Belas­tung führ­te. Län­ge­res Üben hät­te den Teil­neh­mern ggf. gehol­fen, die Vor­tei­le der Trep­pen-Assis­tenz­funk­tio­nen des Rheo Knee XC voll aus­zu­schöp­fen und mög­li­cher­wei­se die Varia­bi­li­tät der Extre­ma zu ver­rin­gern, ins­be­son­de­re beim Treppenabstieg.

Bei der Cha­rak­te­ri­sie­rung des Belas­tungs­pro­fils wur­den die Belas­tungs­ra­te, die wäh­rend des ers­ten Teils der Stütz­pha­se auf­tritt, und der Impuls, der wäh­rend des gesam­ten GC ange­wen­det wird, nicht berück­sich­tigt. Wir haben uns bewusst für die Inter­pre­ta­ti­on des PV-Grenz­werts entschieden.

Die Inter­pre­ta­ti­on der Belas­tungs­merk­ma­le kann durch die feh­len­de Bewer­tung von Stör­fak­to­ren im Zusam­men­hang mit spa­tia­len Varia­blen (z. B. Geh­ba­sis, Schritt und Schritt­län­ge) sowie Dyna­mik (z. B. Boden- und Hand­lauf­re­ak­ti­ons­kräf­te), Kine­ma­tik (z. B. Rumpf­beu­gung, Hüft­be­we­gungs­um­fang) und Kine­tik (z. B. Knöchel‑, Knie- und Hüft­ge­lenk­mo­men­te und ‑arbeit) ein­ge­schränkt sein. Lei­der wur­de die Aus­füh­rung der Akti­vi­tä­ten nicht aus­rei­chend genug doku­men­tiert, um die Wech­sel­wir­kun­gen zwi­schen den Belas­tungs­pro­fi­len und der Aus­füh­rung der Akti­vi­tät zu erklä­ren, wie z. B. die Nut­zung des Ein­beu­gens des Knies unter Last (Yiel­ding), die Posi­tio­nie­rung der Füße und die Nut­zung des Hand­laufs beim Trep­pen­ab­stieg. Eine Mög­lich­keit, die Aus­füh­rung von Trep­pen­ak­ti­vi­tä­ten zu doku­men­tie­ren, hät­te der Sta­ir Assess­ment Index (SAI) sein kön­nen. Die­ser soll­te des­halb in zukünf­ti­gen Stu­di­en berück­sich­tigt wer­den133.

All­ge­mei­nes

Die Stu­die lie­fert neue kine­ti­sche Bench­mark-Daten für übli­cher­wei­se ver­ord­ne­te und dem neu­es­ten Stand der Tech­nik ent­spre­chen­de Pro­the­sen­pass­tei­le für trans­fe­mo­ra­le BAP. Im Ver­gleich zu den meis­ten Stu­di­en auf die­sem Gebiet kann die­se Stich­pro­ben­grö­ße eini­ger­ma­ßen reprä­sen­ta­tiv für die der­zei­ti­ge Popu­la­ti­on sein. Noch wich­ti­ger ist, dass sich die­se Stu­die auf die Ana­ly­se einer grö­ße­ren Anzahl von GC stützt als die meis­ten Stu­di­en, die auf inver­ser Dyna­mik basie­ren134 135.

Eine Ver­all­ge­mei­ne­rung der Belas­tungs­pro­fi­le kann jedoch sorg­fäl­tig erwo­gen wer­den, da die hohe Varia­bi­li­tät der Extre­ma die Bedeu­tung der indi­vi­du­el­len Fähig­kei­ten hin­sicht­lich des Knies unter­streicht und sicher­lich auf die Ver­wen­dung der hier unter­such­ten Rheo Knee XC und Pro-Flex XC oder LP-Füße beschränkt ist. Von einer wei­te­ren Ver­all­ge­mei­ne­rung ist hin­sicht­lich ande­rer MPK und ESAR, die eine Spe­zi­fi­tät in den Kon­struk­ti­ons­merk­ma­len der ein­zel­nen Pro­the­sen­pass­tei­le auf­wei­sen, abzusehen.

Nicht ver­all­ge­mei­nern lässt sich der metho­di­sche Bei­trag zu einer sys­te­ma­ti­schen Erfas­sung und Ana­ly­se über rea­lis­ti­sche Belas­tungs­pro­fi­le in frei­er Umge­bung bei stan­dar­di­sier­ten täg­li­chen Akti­vi­tä­ten. Die vor­ge­schla­ge­ne Belas­tungs­cha­rak­te­ri­sie­rung kann zur Unter­stüt­zung wei­te­rer evi­denz­ba­sier­ter Ver­ord­nun­gen von Kom­po­nen­ten für BAP her­an­ge­zo­gen werden.

Zukünf­ti­ge Studien

Zukünf­ti­ge Stu­di­en müs­sen klä­ren, inwie­weit BAP mit moder­nen Kom­po­nen­ten das Gehen weni­ger anstren­gend machen und es dem Benut­zer ermög­li­chen, län­ger andau­ern­de Akti­vi­tä­ten durch­zu­füh­ren (z. B. BAP mit moder­nen Kom­po­nen­ten im Ver­gleich zu BAP mit Basis­kom­po­nen­ten) 136 137.

In der Zwi­schen­zeit kann die vor­ge­schla­ge­ne Cha­rak­te­ri­sie­rung des Belas­tungs­pro­fils zukünf­ti­ge Beob­ach­tungs­stu­di­en mit grö­ße­ren Kohor­ten von TFA erleich­tern, in denen BAP-Kon­struk­te mit ande­ren MPK und ESAR ver­gli­chen wer­den138 139 140 141 142 143. Die hier vor­ge­stell­ten Belas­tungs­gren­zen und ‑extre­ma kön­nen dazu bei­tra­gen, die Stich­pro­ben­grö­ße von Kohor­ten zu bestim­men, die für eine aus­rei­chen­de sta­tis­ti­sche Aus­sa­ge­kraft einer Stu­die erfor­der­lich ist. Nach­fol­gen­de Beob­ach­tungs­stu­di­en kön­nen ein bes­se­res Ver­ständ­nis der Kreuz­kor­re­la­ti­on zwi­schen Belas­tung und Stör­fak­to­ren (z. B. demo­gra­fi­sche Daten, Infor­ma­tio­nen über Ampu­ta­tio­nen, spa­tio­tem­po­ra­le Gang­va­ria­blen) sowie der Belas­tungs­va­ria­bi­li­tät zwi­schen den Kom­po­nen­ten ermög­li­chen. Des Wei­te­ren kön­nen die Belas­tungs­pro­fi­le mit ergän­zen­den mecha­ni­schen (z. B. Dyna­mik, Kine­ma­tik, Kine­tik), phy­sio­lo­gi­schen Wer­ten (z. B. Elek­tro­m­yo­gra­fie der Rest­mus­ku­la­tur, meta­bo­li­scher Ener­gie­ver­brauch) und Erfah­rungs­wer­ten der Teil­neh­mer (z. B. Kom­fort­be­wer­tung) in Ver­bin­dung gebracht wer­den144 145 146 147 148 149. Hilf­reich zu wis­sen wäre zudem, wie sich die Pro­the­sen­aus­stat­tung mit moder­nen Kom­po­nen­ten auf die Ent­wick­lung der Osseo­in­te­gra­ti­on im Bereich des Implan­tats und auf die Gesamt­sta­bi­li­tät aus­wirkt (z. B. Model­lie­rung) 150 151 152 153 154 155.

Fazit

Die spa­tio­tem­po­ra­len Gang­va­ria­blen und die Grö­ßen­ord­nung der Antriebs­las­ten legen nahe, dass kno­chen­ver­an­ker­te Pro­the­sen, die mit den in Betracht gezo­ge­nen moder­nen Kom­po­nen­ten aus­ge­stat­tet sind, dazu bei­tra­gen kön­nen, die Geh­fä­hig­keit von Per­so­nen mit trans­fe­mo­ra­len osseo­in­te­grier­ten Implan­ta­ten deut­lich wie­der­her­zu­stel­len. Trotz der mög­li­chen Aus­wir­kun­gen von Stör­fak­to­ren lie­fert die­se Stu­die einen ers­ten Hin­weis dar­auf, dass das Belas­tungs­pro­fil von moder­nen Pro­the­sen­pass­tei­len im Ver­gleich zu mecha­ni­schen Stan­dard­pass­tei­len wesent­li­che Vor­tei­le bietet.

Die Stu­die unter­stützt die ver­stärk­ten Bemü­hun­gen von Bio­me­cha­ni­kern, Inge­nieu­ren und Kli­ni­kern, Qua­li­täts­si­che­rungs­nor­men für osseo­in­te­grier­te Implan­ta­te, chir­ur­gi­sche Ver­fah­ren, Reha­bi­li­ta­ti­on und von Pro­the­sen­an­pas­sungs­pro­to­kol­len mit BAP zu ent­wi­ckeln. Somit ist sie ein loh­nen­der Bei­trag zum Schlie­ßen der Evi­denz­lü­cken zwi­schen der der­zei­ti­gen Ver­ord­nung und den Vor­tei­len moder­ner Kom­po­nen­ten in der pro­the­ti­schen Ver­sor­gung und wird hof­fent­lich für die wach­sen­de Zahl von Men­schen mit Glied­ma­ßen­ver­lust, die sich welt­weit für bio­ni­sche Lösun­gen ent­schei­den, mög­lichst güns­ti­ge Ergeb­nis­se gewährleisten.

 

Finan­zie­rung:
Die­se Stu­die wur­de aus­schließ­lich von Össur, Island, finan­ziert. Össur hat­te kei­nen Ein­fluss auf die Gestal­tung, Daten­er­he­bung, Ana­ly­se oder Inter­pre­ta­ti­on die­ser For­schungs­stu­die und war nicht an der Ent­schei­dung betei­ligt, die­se Ergeb­nis­se zu veröffentlichen.

Hin­weis:
Die­ser Arti­kel erschien in ähn­li­cher Form und auf Eng­lisch in der Zeit­schrift Bio­me­cha­nics: https://doi.org/10.1016/j.clinbiomech.2021. 105457.

Inter­es­sen­kon­flik­te:
L. Fros­sard erhielt Ver­gü­tun­gen für die Erstel­lung des Originalbeitrags.
P. Heym erhielt Ver­gü­tun­gen für die sta­tis­ti­sche Analyse.
K. Lech­ler ist bei Össur beschäf­tigt, das die Kom­po­nen­ten nach dem Stand der Tech­nik zur Ver­fü­gung gestellt hat.

Dank­sa­gun­gen:
Die Autoren möch­ten Kristlei­fur Krist­jans­son, Magnús Odds­son und Thor Fri­d­riks­son von Össur, Island, für die Ent­wick­lung die­ses Pro­jekts sowie Scott Elli­ot, Kris Car­roll und Cathy Howells von Össur, Aus­tra­li­en, und Miri­am Grant von APC Pro­sthe­tics Pty Ltd. für ihren wert­vol­len Bei­trag zur Orga­ni­sa­ti­on der Daten­er­he­bung danken.

Für die Autoren:
Knut Lech­ler
Medi­cal Direc­tor Prosthetics
Össur R&D, Iceland
+49–151-5045–9110
klechler@ossur.com

 

Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

Zita­ti­on
Fros­sard L et al. Belas­tungs­pro­fi­le von kno­chen­ver­an­ker­ten Ober­schen­kel­im­plan­ta­ten ver­bun­den mit moder­nen Pro­the­sen­pass­tei­len. Ortho­pä­die Tech­nik, 2024; 75 (11): 48–59

 

 

Tabel­le 1 Mit­tel­wert und Stan­dard­ab­wei­chung der spa­tio­tem­po­ra­len Varia­blen, ein­schließ­lich der Kadenz, der Dau­er des Gang­zy­klus (GC) und der Stütz­pha­se mit den moder­nen Kom­po­nen­ten wäh­rend der täg­li­chen Aktivitäten.

GehenRam­pen­auf­stiegRam­pen­ab­stiegTrep­pen­auf­stiegTrep­pen­ab­stieg
Kadenz
(Schritte/min)		47 ± 6L45 ± 4L45 ± 6L38 ± 6L36 ± 7H
Gang­zy­klus (s)1,34 ± 0,22L1,34 ± 0,18L1,37 ± 0,21L1,55 ± 0,24L1,72 ± 0,60H
Unter­stüt­zung (%GC)63 ± 4L64 ± 6L63 ± 6L52 ± 6L52 ± 11H

%SUP: Pro­zent­satz der Stütz­pha­se, %BW: Pro­zent­satz Kör­per­ge­wicht, H: Hoher PV, L: Nied­ri­ger PV.

 

Tabel­le 2 Belas­tungs­gren­zen der Grö­ßen­ord­nung von Kräf­ten (F) und Momen­ten (M) auf die Längs­ach­se (LG), die ante­rior-pos­te­rio­re Ach­se (AP) und die medio­la­te­ra­le Ach­se (ML) des osseo­in­te­grier­ten Implan­tats, die von den moder­nen Kom­po­nen­ten bei täg­li­chen Akti­vi­tä­ten aus­ge­übt werden.

GehenRam­pen­auf­stiegRam­pen­ab­stiegTrep­pen­auf­stiegTrep­pen­ab­stieg
Mini­mum
FLG (%BW)–3,81 ± 4,35H–4,12 ± 4,39H–2,01 ± 5,46H–3,40 ± 4,77H–2,39 ± 5,98H
FAP (%BW)–11,35 ± 4,19H–10,92 ± 4,05H–13,77 ± 5,80H–3,74 ± 5,37H–19,04 ± 8,53H
FML (%BW)–1,20 ± 0,80H–1,20 ± 0,82H–1,26 ± 1,10H–0,69 ± 0,70H–1,58 ± 1,68H
MLG (%BWm)–0,441 ± 0,283H–0,396 ± 0,239H–0,548 ± 0,278H–0,205 ± 0,182H–0,559 ± 0,410H
MAP (%BWm)–3,438 ± 0,982H–3,168 ± 0,832H–3,150 ± 1,065H–2,780 ± 0,802H–2,040 ± 0,811H
MML (%BWm)–2,469 ± 1,012H–2,922 ± 0,788H–2,833 ± 1,254H–0,346 ± 0,410H–4,315 ± 2,333H
Maxi­mum
FLG (%BW)101,97 ± 6,76L100,55 ± 6,88L105,43 ± 11,28L108,27 ± 9,56L95,48 ± 18,31L
FAP (%BW)19,74 ± 7,04H22,43 ± 6,00H15,72 ± 8,31H11,05 ± 6,33H3,60 ± 2,09H
FML (%BW)7,02 ± 2,72H7,62 ± 2,73H6,97 ± 3,06H6,96 ± 3,07H4,37 ± 2,35H
MLG (%BWm)0,734 ± 0,331H0,730 ± 0,358H0,603 ± 0,423H0,744 ± 0,387H0,426 ± 0,375H
MAP (%BWm)0,787 ± 0,523H0,821 ± 0,575H0,653 ± 0,492H0,486 ± 0,383H0,675 ± 0,534H
MML (%BWm)4,131 ± 1,208H4,027 ± 1,328H2,671 ± 1,570H5,701 ± 1,808H1,910 ± 1,502H

%BW: Pro­zent­satz Kör­per­ge­wicht, H: Hoher PV, L: Nied­ri­ger PV.

 

Tabel­le 3 Mit­tel­wert und Stan­dard­ab­wei­chung des Beginns und der Grö­ßen­ord­nung der Belas­tungs­extre­ma von Kräf­ten (F) und ­Momen­ten (M) auf die Längs­ach­se (LG), die ante­rior-pos­te­rio­re Ach­se (AP) und die medio­la­te­ra­le Ach­se (ML) des osseo­in­te­grier­ten Implan­tats, die von den moder­nen Kom­po­nen­ten bei täg­li­chen Akti­vi­tä­ten aus­ge­übt werden.

GehenRam­pen­auf­stiegRam­pen­ab­stiegTrep­pen­auf­stiegTrep­pen­ab­stieg
Beginn
FLG1 (%SUP)37,45 ± 18,32H37,85 ± 20,24H33,42 ± 15,48H36,60 ± 18,58H32,79 ± 21,46H
FAP1 (%SUP)18,03 ± 9,64H14,49 ± 6,51H22,54 ± 11,82H8,60 ± 9,76H53,06 ± 29,38H
FAP2 (%SUP)79,61 ± 6,20L79,87 ± 6,32L83,45 ± 8,17L81,66 ± 11,68L–-
FML1 (%SUP)43,31 ± 15,33H42,75 ± 16,87H45,39 ± 18,06H42,20 ± 19,95H39,84 ± 21,58H
MLG1 (%SUP)22,65 ± 13,20H19,21 ± 11,03H30,56 ± 15,84H16,35 ± 16,52H56,23 ± 31,08H
MLG2 (%SUP)67,07 ± 10,83L66,29 ± 11,19L72,96 ± 18,64H64,28 ± 18,73H––
MAP1 (%SUP)36,11 ± 13,74H33,18 ± 13,27H41,96 ± 16,58H45,26 ± 19,79H36,21 ± 20,26H
MML1 (%SUP)9,00 ± 8,20H10,67 ± 8,75H59,95 ± 17,36H65,75 ± 19,79H83,49 ± 15,31L
MML2 (%SUP)65,79 ± 8,07L65,37 ± 8,02L89,03 ± 6,07L––––
MML3 (%SUP)89,14 ± 6,39L88,82 ± 6,27L––––––
Grö­ßen­ord­nung
FLG1 (%BW)101,97 ± 6,76L100,55 ± 6,88L105,33 ± 11,40L108,24 ± 9,57L95,48 ± 18,31L
FAP1 (%BW)–11,35 ± 4,19H–10,92 ± 4,05H–13,73 ± 5,77H–3,25 ± 5,60H–19,04 ± 8,53H
FAP2 (%BW)19,74 ± 7,04H22,43 ± 6,00H15,50 ± 8,74H11,01 ± 6,37H––
FML1 (%BW)7,02 ± 2,72H7,61 ± 2,74H6,97 ± 3,06H6,95 ± 3,09H4,28 ± 2,46H
MLG1 (%BWm)–0,431 ± 0,291H–0,384 ± 0,247H–0,541 ± 0,283H–0,185 ± 0,192H–0,559 ± 0,410H
MLG2 (%BWm)0,734 ± 0,331H0,730 ± 0,358H0,598 ± 0,430H0,744 ± 0,388H––
MAP1 (%BWm)–3,438 ± 0,982H–3,168 ± 0,832H–3,150 ± 1,065H–2,779 ± 0,802H–2,036 ± 0,814H
MML1 (%BWm)–0,751 ± 0,683H–0,865 ± 0,733H2,287 ± 1,974H5,696 ± 1,808H–4,307 ± 2,347H
MML2 (%BWm)4,096 ± 1,254H3,980 ± 1,381H–2,813 ± 1,234H––––
MML3 (%BWm)–2,466 ± 1,013H–2,920 ± 0,790H––––––

%SUP: Pro­zent­satz der Stütz­pha­se, %BW: Pro­zent­satz Kör­per­ge­wicht, H: Hoher PV, L: Nied­ri­ger PV.

 

Quel­len­ver­zeich­nis

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