Bio­me­cha­ni­sche Ana­ly­se rich­tungs­än­dern­der Bewe­gun­gen – Ver­gleich einer vor­fuß­am­pu­tier­ten Pro­ban­din mit einer gesun­den Kontrollgruppe

E. Dötzel, M. Gaashan, F. Mager, D. Sergi, J. M. Steinacker, F. Capanni
Die derzeitige prothetische Versorgung Vorfußamputierter weist biomechanische Defizite auf, die für Betroffene einen Verlust an Lebensqualität zur Folge haben. Um dieser Situation entgegenzuwirken, wurde eine patientenindividuelle Vorfußprothese aus Carbon gefertigt, die den Aktivitätswunsch der Anwenderin berücksichtigt.

Im Rah­men einer Stu­die wur­de die Bio­me­cha­nik der vor­fuß­am­pu­tier­ten Pati­en­tin mit Pro­the­se mit einer gesun­den Kon­troll­grup­pe ver­gli­chen. Die Ergeb­nis­se der Stu­die zei­gen sowohl die Mög­lich­kei­ten der ent­wi­ckel­ten Pro­the­se als auch deren Gren­zen auf.

Ein­lei­tung

Pro­the­sen­ver­sor­gun­gen nach einer Ober- oder Unter­schen­kel­am­pu­ta­ti­on haben in die­sem Jahr­tau­send enorm an Qua­li­tät gewon­nen: Durch den Ein­satz neu­er Werk­stof­fe und Tech­no­lo­gien zur Her­stel­lung die­ser Hilfs­mit­tel sind Pro­the­sen­trä­ger heut­zu­ta­ge in der Lage, sport­li­che Höchst­leis­tun­gen zu erbrin­gen und sich sogar mit gesun­den Leis­tungs­sport­lern zu mes­sen. Dies wur­de unter ande­rem durch den Sieg des trans­ti­bi­al ampu­tier­ten Weit­sprin­gers Mar­kus Rehm bei den deut­schen Leicht­ath­le­tik­meis­ter­schaf­ten im Jahr 2014 bestä­tigt. 1 Bei der Ver­sor­gung von Vor­fuß­am­pu­ta­tio­nen ist die Pro­the­sen­ent­wick­lung dage­gen noch etwas im Hin­ter­tref­fen: Nach der Ampu­ta­ti­on ste­hen Betrof­fe­nen ent­we­der knö­chel­freie Hilfs­mit­tel wie Sili­kon- und Bell­mann­pro­the­sen oder diver­se knö­chel­über­grei­fen­de Ver­sor­gungs­va­ri­an­ten aus Faser­ver­bund zur Ver­fü­gung. 2 3 Jedoch ist ent­spre­chend den Anwei­sun­gen der Her­stel­ler kei­nes die­ser Hilfs­mit­tel für den Ein­satz im Sport geeig­net. 4 5 Für Vor­fuß­am­pu­tier­te bedeu­tet die­se Ein­schrän­kung einen Ver­lust an Mobi­li­tät und Lebens­qua­li­tät. Zudem fol­gen auf­grund der Ampu­ta­ti­on und des Ver­zichts oft­mals wei­te­re Erkran­kun­gen wie z. B. Depres­sio­nen. 6 Zur Auf­recht­erhal­tung des gewünsch­ten Akti­vi­täts­ni­veaus und zur Ver­mei­dung wei­te­rer gesund­heit­li­cher Beschwer­den muss daher das pro­the­ti­sche Hilfs­mit­tel hin­sicht­lich sei­ner Bau­art und sei­ner mecha­ni­schen Aus­le­gung den spe­zi­fi­schen Ansprü­chen des jewei­li­gen Pati­en­ten ange­passt wer­den. 7 8Im Rah­men der hier vor­ge­stell­ten Stu­die wur­de eine am Lis­franc- Gelenk ampu­tier­te Pro­ban­din mit einer indi­vi­du­ell an ihre Bedürf­nis­se ange­pass­ten Car­bon­pro­the­se (Abb. 1) ver­sorgt. Bei der mecha­ni­schen Aus­le­gung der Pro­the­se wur­den neben der Ana­to­mie auch mecha­ni­sche Para­me­ter rich­tungs­än­dern­der Bewe­gun­gen berück­sich­tigt, wie sie bei­spiels­wei­se beim Bad­min­ton vor­kom­men. Dazu wur­de das Hilfs­mit­tel der­art dimen­sio­niert, dass sowohl die erhöh­ten Belas­tun­gen als auch die schnel­len rich­tungs­än­dern­den Bewe­gun­gen, die bei die­ser Sport­art auf­tre­ten, auf­ge­fan­gen wer­den. 9 Die Bio­me­cha­nik des Jog­gens sowie aus­ge­wähl­ter rich­tungs­än­dern­der Bewe­gun­gen wur­de für die vor­fuß­am­pu­tier­te Pro­ban­din ermit­telt und ana­ly­siert sowie einer gesun­den Kon­troll­grup­pe ohne Pro­the­se gegenübergestellt.

Metho­dik

Stu­di­en­po­pu­la­ti­on

Die Auf­zeich­nung der Para­me­ter wur­de mit ins­ge­samt fünf Pro­ban­den durch­ge­führt, bei denen das rech­te Bein domi­nant war. Dabei han­del­te es sich um vier Nicht­pro­the­sen­trä­ger aus der Kon­troll­grup­pe (KG), die Bad­min­ton als Frei­zeit­sport betrei­ben, sowie um eine vor­fuß­am­pu­tier­te Pro­ban­din (PG). Die pro­ban­den­spe­zi­fi­schen Daten der Stu­di­en­po­pu­la­ti­on kön­nen Tabel­le 1 ent­nom­men werden.

Ver­wen­de­te Messtechnik

Die Ana­ly­se der bio­me­cha­ni­schen Daten wäh­rend der Aus­füh­rung der rich­tungs­än­dern­den Bewe­gun­gen erfolg­te in einer Labor­um­ge­bung. Eine sche­ma­ti­sche Dar­stel­lung der Mess­um­ge­bung wird in Abbil­dung 2 gezeigt. Die Auf­zeich­nung der kine­ma­ti­schen Para­me­ter erfolg­te mit einem video­ge­stütz­ten 3D-Bewe­gungs­ana­ly­se­sys­tem der Simi Rea­li­ty Moti­ons GmbH (Unter­schleiß­heim, Deutsch- land). Für die Aus­wer­tung der Daten wur­de die Soft­ware „Simi Moti­on 2D/3D“ in der Ver­si­on 9.2.2 ver­wen­det. Das Moti­on-Cap­tu­ring-Sys­tem nutzt für das Tracking der am Kör­per ange­brach­ten retro­re­flek­ti­ven Mar­ker acht Kame­ras, die mit einer maxi­ma­len Bild­ra­te von 122 Frames betrie­ben wer­den kön­nen. Zur Betrach­tung der Gelenk­win­kel kam das in Abbil­dung 1 gezeig­te Mar­ker-Set­up zum Ein­satz. Die­ses defi­niert die Ach­sen des Knie‑, des Sprung- sowie des Meta­tar­sal­ge­lenks und unter­teilt zudem den Fuß in zwei Seg­men­te: Die ers­te Ein­heit im Vor­fuß­be­reich wird von den Meta­tar­sal­köpf­chen I und V bis zur Groß­ze­he auf­ge­spannt; der zwei­te Teil beinhal­tet den Mit­tel- sowie den Rück­fuß. Die­ser erstreckt sich von den Meta­tar­sal­köpf­chen bis zum Cal­ca­neus und nach oben hin bis zum Sprung­ge­lenk. Zur Erfas­sung der Kine­tik wur­de eine 3D-Kraft­mess­plat­te des Typs 9260AA der Fir­ma Kist­ler (Win­ter­thur, Schweiz) ver­wen­det. Mit­tels der Soft­ware „Bio­wa­re“ (Ver­si­on 5.2) wur­den drei­di­men­sio­na­le Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te ana­ly­siert. Bei der Para­me­ter­auf­zeich­nung wur­de bei der PG ledig­lich die mit der Pro­the­se ver­sorg­te Sei­te betrach­tet, bei der KG jeweils die domi­nan­te Extremität.

Stu­di­en­durch­füh­rung

Vor Beginn der Daten­auf­zeich­nung wur­den die Pro­ban­den über das Ziel der Stu­die, mög­li­che Risi­ken sowie den Gesamt­ab­lauf infor­miert. Zudem wur­de das Ein­ver­ständ­nis ein­ge­holt, die gene­rier­ten Para­me­ter aus­zu­wer­ten und zu ver­öf­fent­li­chen. Da im spä­te­ren Ver­lauf die Daten unter ande­rem auf das Kör­per­ge­wicht nor­miert wur­den, erfolg­te im ers­ten Schritt eine sta­ti­sche Mes­sung auf der Kraft­mess­plat­te, um das Pro­banden­ge­wicht zu ermit­teln. Zusätz­lich wur­de dabei mit dem Moti­on- Cap­tu­ring-Sys­tem die Neu­tral­po­si­ti­on der Gelenk­win­kel bestimmt. Bevor die eigent­li­che Daten­auf­zeich­nung begann, muss­te das domi­nan­te Bein ermit­telt wer­den. Dazu stell­ten sich die Pro­ban­den hüft­breit hin und wur­den leicht von hin­ten geschubst. Das Bein, das dabei unwill­kür­lich als ers­tes nach vor­ne schwingt, wird als domi­nant ange­se­hen. Wei­ter­hin erhiel­ten die Pro­ban­den eine Ein­lauf­zeit, um die Aus­füh­rung der Übung zu pro­ben und gleich­zei­tig die opti­ma­le Start­po­si­ti­on zu bestim­men. Für die Repro­du­zier­bar­keit der Daten erhiel­ten alle Pro­ban­den zur Durch­füh­rung der Übun­gen die glei­chen Laufschuhe.

Es wur­den nur Mes­sun­gen in die Aus­wer­tung auf­ge­nom­men, bei denen der kom­plet­te Fuß der domi­nan­ten Sei­te auf der Kraft­mess­plat­te regis­triert wur­de. Im Anschluss jogg­ten die Pro­ban­den mit selbst gewähl­ter Geschwin­dig­keit über die Lauf­stre­cke und wur­den dann nach ihrem Wohl­be­fin­den befragt. Bei Unwohl­sein oder Kom­pli­ka­tio­nen wur­den kei­ne wei­te­ren Mes­sun­gen vor­ge­nom­men. Ansons­ten wur­den im nächs­ten Schritt die rich­tungs­än­dern­den Bewe­gun­gen gemäß Abbil­dung 3 ana­ly­siert; „Cut­ting“ und „Cut­ting Strai­ght“ ent­spre­chen dabei den im Bad­min­ton am häu­figs­ten vor­kom­men­den Bewe­gungs­mus­tern. Die Pro­ban­den muss­ten ein unge­fäh­res Gespür für die rich­ti­ge Schritt­län­ge und den Aus­fall­win­kel ent­wi­ckeln. Dazu wur­den, wie Abbil­dung 2 zu ent­neh­men ist, als Hil­fe­stel­lung dün­ne Fäden in einem Win­kel von 90° bzw. von 180° auf dem Boden auf­ge­klebt. Wie schon zuvor beim Jog­gen ver­lor die Mes­sung ihre Gül­tig­keit, wenn die Refe­renz­ex­tre­mi­tät nicht voll­stän­dig auf der Plat­te auf­ge­setzt wur­de. Zudem soll­te der Fuß mög­lichst par­al­lel zur y‑Achse der Kraft­mess­plat­te aufsetzen.

Mit der Bewe­gung „Cut­ting“ soll­te eine schnel­le Rich­tungs­än­de­rung in der Vor­wärts­be­we­gung simu­liert wer­den. Dabei stand der Pro­band im 45°-Winkel rechts vor der Kraft­mess­plat­te. Anschlie­ßend erfolg­te ein Aus­fall­schritt nach links, und die Bewe­gung wur­de mit einem Rich­tungs­wech­sel nach rechts been­det. Der Win­kel soll­te hier­bei etwa 90° betragen.

Beim „Cut­ting Strai­ght“ star­te­te der Pro­band eben­falls rechts vor der Plat­te; die Bewe­gung ver­lief jedoch gera­de, also in einem Win­kel von 180°. Dabei kreuz­te der rech­te Fuß den lin­ken; die­se Bewe­gung simu­liert einen wei­ten Aus­fall­schritt. Zuletzt wur­den die Pro­ban­den im Rah­men eines Abschluss­ge­sprächs noch­mals nach ihrem Wohl­be­fin­den befragt.

Aus­wer­tung der Daten/Statistik

Die Aus­wer­tung der Kraft- und Bewe­gungs­da­ten erfolg­te mit der Simi-Moti­on-Soft­ware. Die Daten wur­den dabei mit einem Tief­pass­fil­ter ers­ter Ord­nung mit einer Cut-off-Fre­quenz von 15 Hz gefil­tert. Feh­len­de Daten­punk­te wur­den über eine Spli­ne-Kur­ve mit einer maxi­ma­len Fens­ter­wei­te von 20 Daten­punk­ten inter­po­liert. Um die Daten zu glät­ten, wur­de ein soge­nann­ter glei­ten­der Mit­tel­wert von vier Daten­punk­ten gebil­det und ite­ra­tiv über die Fens­ter­wei­te berech­net. Die wei­te­re Ver­ar­bei­tung sowie die Syn­chro­ni­sie­rung der ein­zel­nen durch die ver­schie­de­nen Sys­te­me gene­rier­ten Daten­sät­ze erfolg­te anschlie­ßend mit der Soft­ware „Mat­lab“. Dazu wur­den die Zeits­tem­pel mit den dazu­ge­hö­ri­gen Daten über­ein­an­der­ge­legt. Für die sta­tis­ti­sche Beur­tei­lung der Daten wur­de das Sta­tis­ti­cal Para­metric Map­ping10mit einem Signi­fi­kanz­ni­veau von Į = 0,05 verwendet.

Ergeb­nis­se

Zur Ergeb­nis­dar­stel­lung wur­den die gene­rier­ten Para­me­ter für die Kon­troll­grup­pe gemit­telt und anschlie­ßend über­la­gert. Daher spie­geln die Kur­ven der Kon­troll­grup­pe den Mit­tel­wert sowie die Stan­dard­ab­wei­chung aller Mes­sun­gen aller Pro­ban­den wider. Zudem konn­ten die Pro­ban­den die Geschwin­dig­keit für die Durch­füh­rung der Übun­gen frei bestim­men. Da die­se Ein­fluss auf die Ergeb­nis­se hat, wird im Fol­gen­den zusätz­lich die Kon­takt­zeit auf der Plat­te betrachtet.

Jog­gen

Wäh­rend des Jog­gens betrug die durch­schnitt­li­che Kon­takt­zeit [s] der KG 0,3 ± 0,2 und für die PG 0,27 ± 0,1. Im obe­ren Bereich des Dia­gramms in Abbil­dung 4 wer­den die ver­ti­ka­len Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te (vGRF) von PG und KG für das Jog­gen ein­an­der gegen­über­ge­stellt. Dabei zeigt sich wäh­rend der initia­len Stand­pha­se bei bei­den Grup­pen ein ein­heit­li­cher Anstieg der Kraft; das Maxi­mum liegt bei der PG jedoch ca. um das 0,7‑Fache des Kör­per­ge­wichts unter­halb des­sen der KG. Die größ­te Aus­len­kung der Kur­ve fin­det bei etwa 40 % der Stand­pha­se statt.

Die medi­o­la­te­ra­len Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te wei­sen zu Beginn der Stand­pha­se eine hohe Vari­anz auf; im Ver­gleich zur KG tritt bei der PG das Maxi­mum 20 % spä­ter auf. In ante­rio­rer Rich­tung sind Maxi­mal­kräf­te von bis zu 0,4 N/BW zu erken­nen. Die größ­te Ampli­tu­de der Boden­re­ak­ti­ons­kraft in pos­te­rio­rer Rich­tung tritt bei der KG in Bezug auf die Stand­pha­se etwa 10 % frü­her auf und liegt 0,1 N/BW höher als bei der PG. Ins­ge­samt wur­den aber zwi­schen den bei­den Ver­gleichs­grup­pen in Bezug auf das Jog­gen kei­ne signi­fi­kan­ten Unter­schie­de bei den Boden­re­ak­ti­ons­kräf­ten ermit­telt. Das größ­te Moment im obe­ren Sprung­ge­lenk (OSG, Abb. 5a) wird bei der KG zwi­schen 50 und 60 % der Stand­pha­se erreicht; bei der PG tritt der Höchst­wert etwas ver­spä­tet auf und beträgt 0,15 Nm/BW. Die Wer­te der KG lie­gen im Mit­tel bei etwa 0,22 Nm/BW. Bei der KG wird im Meta­tar­sal­ge­lenk (MTPG, Abb. 5b) bis zur mitt­le­ren Stand­pha­se ein Maxi­mal­mo­ment von 0,22 Nm/ BW erreicht. Da der Kraft­an­griffs­punkt wäh­rend der Stand­pha­se unter­halb der Soh­le wan­dert und sich dem MTPG annä­hert, gibt es einen Rich­tungs­wech­sel; die Rich­tungs­än­de­rung fin­det bei der PG etwa 20 % spä­ter statt als bei der KG. In der ter­mi­na­len Stand­pha­se wur­de bei der KG ein durch­schnitt­li­ches Moment von 0,05 Nm/BW gemes­sen, wäh­rend bei der PG das Maxi­mum des Moments nahe der Null­li­nie lag.

Beim Ver­gleich bei­der Pro­banden­grup­pen tre­ten sowohl im OSG als auch im MTPG wäh­rend der ter­mi­na­len Stand­pha­se signi­fi­kan­te Unter­schie­de (Į < 0,01) auf: Bedingt durch das Pro­the­sen­de­sign weist die PG im OSG und im MTPG in der Sagit­tal­ebe­ne ein deut­lich gerin­ge­res Bewe­gungs­aus­maß auf. Im OSG (Abb. 6a) beträgt die gemes­se­ne Ampli­tu­de etwa 10°, wobei die Bewe­gung pri­mär in Form von Dor­salex­ten­si­on statt­fin­det; das MTPG (Abb. 5b) wird mit etwa 2° kaum gebeugt. Im Ver­gleich dazu reicht das Bewe­gungs­aus­maß bei der KG im OSG von +20° bis ‑20° und im MTPG von 0° bis 15°. Bei bei­den Gelen­ken las­sen sich hohe signi­fi­kan­te Unter­schie­de (Į < 0,01) fest­stel­len; die Signi­fi­kanz ist zum Ende der Stand­pha­se hin am größten.

 

Rich­tungs­än­dern­de Bewegungen

Die rich­tungs­än­dern­den Bewe­gun­gen zeich­nen sich – bedingt durch die unter­schied­li­chen Bewe­gungs­aus­füh­rungs­stra­te­gien der Pro­ban­den – durch eine star­ke Vari­anz der Mess­ergeb­nis­se aus. So zeig­te sich bei­spiels­wei­se, dass eini­ge Pro­ban­den die Bewe­gun­gen mit dem Vor­fuß ein­lei­te­ten, wäh­rend ande­re mit der Fer­se oder dem Mit­tel­fuß auf­tra­ten. Daher wur­den nur die Pro­ban­den für die Gegen­über­stel­lung her­an­ge­zo­gen, deren Bewe­gungs­aus­füh­rung der der PG ähnelt. Es wer­den nur die abso­lu­ten Wer­te der Ergeb­nis­se dar­ge­stellt; auf eine sta­tis­ti­sche Aus­wer­tung wur­de auf­grund der hohen Vari­anz verzichtet.

Die Kon­takt­zeit (sie­he Tab. 2) ist ein Maß für die Geschwin­dig­keit der Pro­ban­den. Bei der KG ist sie für die Bewe­gungs­form „Cut­ting Strai­ght“ kür­zer als bei der PG; ein­zig bei „Cut­ting“ ändert sich das Ver­hält­nis. Die­se Ergeb­nis­se sind ein Hin­weis auf unter- schied­li­che Kon­troll­stra­te­gien bei der Bewegungsausführung.

Cut­ting

Die Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te für die Bewe­gungs­form „Cut­ting“ sind in Abbil­dung 7 dar­ge­stellt. Aus der KG wei­sen ledig­lich zwei Pro­ban­den (2 und 3) bei der Aus­füh­rung der Übung ein ähn­li­ches Bewe­gungs­mus­ter wie die Pro­ban­din der PG auf. Daher wer­den nur die Daten die­ser drei Pro­ban­den ein­an­der gegen­über­ge- stellt. Bei der KG liegt das Maxi­mum der vGRF durch­schnitt­lich 0,2 N/BW über dem der PG. Im Fal­le der vor­fuß­am­pu­tier­ten Pro­ban­din steigt die Belas­tung in ver­ti­ka­ler Rich­tung auf etwa das 1,2‑Fache des Kör­per­ge­wichts an. Für die PG liegt das durch­schnitt­li­che Niveau der medi­o­la­te­ra­len Kraft etwa bei 0,1 N/BW unter­halb des­sen der KG, das im Maxi­mum 0,6 N/BW er- reicht. Die Spann­wei­te der Kraft in Ante­rior-pos­te­rior-Rich­tung liegt bei bei­den Ver­gleichs­grup­pen bei etwa 0,3 N/BW; die errech­ne­ten Momen­te (Abb. 8) der PG fal­len im Ver­gleich zur KG dage­gen deut­lich gerin­ger aus. Die OSG-Momen­te lie­gen für die bei- den Pro­ban­den der KG zwi­schen 0,16 und 0,19 Nm/BW, wäh­rend der Maxi­mal­wert bei der vor­fuß­am­pu­tier­ten Pro­ban­din weni­ger als 0,12 Nm/BW beträgt. Wie in Abbil­dung 9a zu sehen ist, wird das größ­te Aus­maß des OSG- Moments bei allen Pro­ban­den bei etwa 75 % der Stand­pha­se erreicht. Im Ver­gleich zur KG weist die PG im MTPG (Abb. 9b) eine deut­lich gerin­ge­re dor­sa­le Momen­tän­de­rungs­ra­te auf. Das Bewe­gungs­aus­maß im OSG liegt bei der KG bei ca. 35° bis 40° und bei der PG bei etwa 10°. Wäh­rend der initia­len und der mitt­le­ren Stand­pha­se ver­läuft der MTPG-Win­kel der KG ent­ge­gen dem der PG und erreicht eine maxi­ma­le Beu­gung von 10° bei 83 % der Stand­pha­se, wäh­rend die­se bei der PG bei 95 % der Stand­pha­se zu fin­den ist.

Cut­ting Straight

Abbil­dung 10 visua­li­siert die drei­di­men­sio­na­le Boden­re­ak­ti­ons­kraft für die Bewe­gungs­form „Cut­ting Strai­ght“. Aus dem Ver­gleich der vGRF wird ersicht­lich, dass bei der PG die Aus­prä­gung wäh­rend der Belas­tungs- ant­wort gerin­ger aus­fällt; zudem ist die Höhe des Maxi­mums mit 1,2 N/ BW gerin­ger als die der KG, wo der Höchst­wert zwi­schen 1,4 und 1,8 N/ BW liegt. Medi­o­la­te­ra­le und Ante­rior- pos­te­rior-Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te zei- gen einen ähn­li­chen Kur­ven­ver­lauf mit ver­gleich­ba­ren Wer­ten. Bei der Betrach­tung der Momen­te in Abbil­dung 11a lie­gen die Abso­lut­wer­te der KG mit 0,17 Nm/BW deut­lich über denen der PG mit 0,1 Nm/BW. Beim MTPG betra­gen die Plan­t­ar­fle­xi­ons­mo­men­te der KG ca. ‑0,14 Nm/BW und die Dor­sal­fle­xi­ons­mo­men­te ca. 0,05 Nm/ BW; bei der PG betra­gen die­se jeweils ‑0,08 und 0,03 Nm/BW (Abb. 11b). Die ermit­tel­te Spann­wei­te des OSG- Win­kels (Abbil­dung 12) bei der PG ist mit 12° um mehr als die Hälf­te klei­ner als die der KG, bei der sie durch­schnitt­lich 30° beträgt. Die­ser enor­me Unter­schied wird beson­ders wäh­rend der Dor­salex­ten­si­on deut­lich: Im Gegen­satz zur KG erreicht der MTPG- Win­kel der PG zu Beginn der Stand- pha­se eine gerin­ge­re Dor­sal­fle­xi­on, die gegen Ende des Schritts zu früh auf­tritt. Der erreich­te Maxi­mal­wert ist für bei­de Ver­gleichs­grup­pen mit ca. 15° ähnlich.

Dis­kus­si­on

Metho­dik

Die Lite­ra­tur­re­cher­che ergab, dass es kei­ne bio­me­cha­ni­schen Norm­pa­ra­me­ter für die zu unter­su­chen­den rich­tungs­än­dern­den Bewe­gun­gen gibt. Mit dem Ziel, ein mög­lichst „brei­tes“ Daten­kol­lek­tiv zu gene­rie­ren, besteht daher die Popu­la­ti­on der KG sowohl aus männ­li­chen als auch aus weib­li­chen Pro­ban­den. Sowohl PG (n = 1) als auch KG (n = 4) bestehen aus einer gerin­gen Anzahl an Pro­ban­den. Um die Ver­gleich­bar­keit der Ergeb­nis­se zu erhö­hen und den Ein­fluss der Vari­anz zu ver­rin­gern, müss­ten wei­te­re Teil­neh­mer für eine ent­spre­chen­de Stu­die rekru­tiert und unter­sucht wer­den. Zudem erge­ben sich durch die klei­ne Popu­la­ti­on gro­ße anthro­po­lo­gi­sche Dif­fe­ren­zen, bei denen ein Ein­fluss auf die Stu­di­en­ergeb­nis­se eben­falls nicht aus­ge­schlos­sen wer­den kann.

Trotz Ein­lauf- sowie Ein­ge­wöh­nungs­zeit kann sich die Labor­um­ge­bung, in der die Unter­su­chun­gen statt­fan­den, ein­engend und ein­schüch­ternd auf man­che Pro­ban­den aus­wir­ken. Die Fol­ge davon ist das Ein­neh­men einer Schon­hal­tung, die die phy­sio­lo­gi­sche Aus­füh­rung der Bewe­gung hemmt.
Das appli­zier­te Mar­ker-Set­up defi­niert die Ach­sen des Metatarsal‑, des Sprung- und des Knie­ge­lenks, jedoch nicht die der Hüf­te. Dadurch beschrän­ken sich die Aus­wer­tungs­mög­lich­kei­ten auf die Win­kel um das obe­re Sprung­ge­lenk und das Meta­tar­sal­ge­lenk. Zudem wur­de der Fuß in nur zwei und nicht – wie es ana­to­misch kor­rekt wäre in drei Seg­men­te unter­teilt. Die rela­ti­ve Ver­schie­bung des mitt­le­ren Fuß­seg­men­tes zum Rück­fuß wird in der Zwei-Kom­po­nen­ten-Dar­stel­lung ver­nach­läs­sigt, was mög­li­cher­wei­se zu einer grö­ße­ren Streu­ung der berech­ne­ten OSG-Momen­te führt.
Mit dem Ziel, alle am Kör­per ange­brach­ten Mar­ker kon­ti­nu­ier­lich zu ver­fol­gen, wur­de die maxi­ma­le Kame­ra­an­zahl in die Ana­ly­se ein­ge­bun­den. Die­se Aus­rich­tung stellt sicher, dass min­des­tens vier Kame­ras par­al­lel von late­ral und medi­al auf­zeich­nen kön­nen. Die ein­ge­stell­te Kame­ra­auf­nah­me­ra­te von 100 Hz genügt laut Mar­quardt 11 bis zu Lauf­ge­schwin­dig­kei­ten von etwa 20 km/h, die wäh­rend der durch­ge­führ­ten Unter­su­chun­gen von kei­nem Pro­ban­den erreicht wur­den. Bei der Aus­wahl der typi­schen Bewe­gungs­mus­ter ent­schied man sich dafür, einen lan­gen Schritt nach vor­ne sowie eine abrup­te Rich­tungs­än­de­rung zu simu­lie­ren. Der fest­ge­leg­te Bewe­gungs­ab­lauf muss sowohl von der KG als auch von der PG repro­du­zier­bar aus­ge­führt wer­den kön­nen. Dazu wur­den dün­ne Schnü­re auf den Boden geklebt, an denen sich die Pro­ban­den grob ori­en­tie­ren soll­ten. Zusätz­lich soll­te so dem Unter­su­cher die Kon­trol­le im Hin­blick auf eine vali­de Mes­sung erleich­tert werden.

Ergeb­nis­se

Die ver­wen­de­te Vor­fuß­pro­the­se wur­de gezielt für die Ver­wen­dung bei rich­tungs­än­dern­den Bewe­gun­gen aus­ge­legt. Bedingt durch das Pro­the­sen­de­sign – ins­be­son­de­re durch den media­len Über­gang vom Feder­ele­ment zur Soh­le – gestal­tet sich der Kur­ven­ver­lauf der ver­ti­ka­len Kraft­kom­po­nen­te für das Jog­gen bei der PG etwas fla­cher als bei der KG. Rück- und Mit­tel­fuß­be­reich sind durch die Pro­the­se ver­steift und las­sen kaum Ver­for­mung zu. Ins­ge­samt erschwert dies das Ver­schie­ben des Kraft­vek­tors von der Fer­se in Rich­tung des Vor­fu­ßes, ist jedoch laut Dil­lon et al.1213 für die Wie­der­her­stel­lung des Vor­fuß­he­bels not­wen­dig. Die media­len Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te lie­gen für „Cut­ting“ teil­wei­se um das Vier­fa­che über denen der Bewe­gungs­for­men „Jog­gen“ und „Cut­ting Strai­ght“. Ursa­che dafür ist die Kraft­spit­ze, die durch die Rich­tungs­än­de­rung ent­steht. In late­ra­ler Kraft­rich­tung sind dage­gen kei­ne wesent­li­chen Unter­schie­de zwi­schen den Bewe­gun­gen zu erken­nen. Der Ver­gleich der Kräf­te-Maxi­ma wird wei­ter­hin durch die freie Geschwin­dig­keits­wahl erschwert.

Sowohl die ante­rio­ren als auch die pos­te­rio­ren Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te sind beim Jog­gen höher als bei den Cut­ting-Bewe­gun­gen. Für die aus­ge­führ­ten Bewe­gungs­for­men lie­gen die maxi­ma­len Momen­te im OSG bei- der Ver­gleichs­grup­pen zwi­schen 0,1 und 0,15 Nm/BW. Im MTPG zei­gen sich nur gerin­ge Unter­schie­de bei den Spit­zen­wer­ten. Bei der PG wer­den jedoch über­wie­gend nega­ti­ve Momen­te im MTPG beob­ach­tet. Das bedeu­tet, dass der Kraft­vek­tor kaum bis über die Gelenk­ach­se wan­dert und der Vor­fuß somit nicht belas­tet wird. Ursäch­lich dafür ist das ver­früh­te Been­den der Stand­pha­se durch den Betrof­fe­nen. Die­ses Ver­hal­ten ist typisch für vor­fuß­am­pu­tier­te Pati­en­ten und soll­te durch das ver­mehr­te Tra­gen des Hilfs­mit­tels kor­ri­giert wer­den können.
Der vari­ie­ren­de Kur­ven­ver­lauf zwi­schen den Ver­gleichs­grup­pen kommt durch die bereits beschrie­be­ne unter­schied­li­che Bewe­gungs­aus­füh­rung zustan­de. Bedingt durch die Pro­the­sen­geo­me­trie weist die PG in der Sagit­tal­ebe­ne bei allen durch­ge­führ­ten Übun­gen eine deut­lich gerin­ge­re OSG-Win­kelän­de­rung auf. Dies muss jedoch für die Wie­der­her­stel­lung des Vor­fuß­he­bels in Kauf genom­men wer­den. 14 Die Ein­schrän­kung des OSG wirkt sich auf den Hüft- und den Knie­win­kel aus, die bedingt durch das Mar­ker-Set­up nicht ana­ly­siert wer­den kön­nen, in Fol­ge­un­ter­su­chun­gen aller­dings in Betracht gezo­gen wer­den müs­sen. Bei der PG ist die Ampli­tu­de des MTPG im Ver­gleich zur KG eben­falls klei­ner. Grün­de hier­für kön­nen einer­seits das bereits beschrie­be­ne ver­früh­te Been­den der Stand­pha­se sowie ande­rer­seits eine etwas zu stei­fe Aus­le­gung des Vor­fuß­be­reichs sein. Die­se kann durch mecha­ni­sche Tes­tung der Pro­the­se ermit­telt und bei Bedarf ange­passt wer­den. Hong et al. 15 unter­such­ten in ihrer Stu­die mit männ­li­chen und weib­li­chen Frei­zeit­sport­lern die Auf­prall­cha­rak­te­ris­tik ver­schie­de­ner Aus­fall­schrit­te beim Bad­min­ton. Die Ergeb­nis­se zei­gen einen maxi­ma­len Aus­schlag der vGRF vom 2,49- bis zum 2,95-Fachen des Kör­per­ge­wichts und eine Kon­takt­zeit von 0,75 s. Die wäh­rend der eige­nen Unter­su­chung ermit­tel­ten Maxi­mal­wer­te lie­gen deut­lich dar­un­ter. Beim Ver­gleich der Daten muss jedoch beach­tet wer­den, dass der Aus­fall­schritt einen Abbrems­vor­gang auf der Kraft­mess­plat­te imi­tiert, wäh­rend die rich­tungs­än­dern­den Bewe­gun­gen einen dyna­mi­schen Vor­gang mit einer schnel­len Ver­la­ge­rung der Belas­tung auf die kon­tralate­ra­le Extre­mi­tät darstellen.

 

Schluss­fol­ge­run­gen

Die Ergeb­nis­se ver­mit­teln einen qua­li­ta­ti­ven Ein­druck von der Bio­me­cha­nik einer gesun­den KG einer­seits und einer vor­fuß­am­pu­tier­ten Pro­ban­din mit indi­vi­du­el­ler pro­the­ti­scher Ver­sor­gung ande­rer­seits, und zwar sowohl beim Jog­gen als auch bei der Aus­füh­rung rich­tungs­än­dern­der Bewe­gun­gen. Auf­grund der gerin­gen Pro­ban­den­an­zahl las­sen sich die Ergeb­nis­se aller­dings nur schwer quan­ti­ta­tiv ein­ord­nen; die star­ke Vari­anz der Bewe­gungs­aus­füh­rung resul­tiert in einer teil­wei­se gro­ßen Streu­ung der Ergebnisse.

In Bezug auf die Vor­fuß­pro­the­se kann fest­ge­hal­ten wer­den, dass die­se den auf sie ein­wir­ken­den Belas­tun­gen stand­hält, jedoch design­be­dingt die Beweg­lich­keit ein­schränkt. Die Aus­wir­kun­gen der Limi­tie­rung müs­sen in wei­te­ren Stu­di­en unter­sucht wer­den. Ins­ge­samt ist die Belas­tung der Extre­mi­tät bei der PG gerin­ger. Ein Grund dafür ist die ver­mut­lich nied­ri­ge­re Geschwin­dig­keit beim Jog­gen sowie die antrai­nier­te Schon­hal­tung der vor­fuß­am­pu­tier­ten Pro­ban­din beim Aus­füh­ren der Bewegungen.

Für die Autoren: 
Eugen Döt­zel 
Hoch­schu­le Ulm – Ulm
Uni­ver­si­ty of App­lied Sciences
Fakul­tät Mecha­tro­nik und
Medi­zin­tech­nik
For­schungs­be­reich für Biomechatronik
Albert-Ein­stein-Allee 55
89081 Ulm
doetzel@mail.hs-ulm.de

Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

Zita­ti­on
Döt­zel E., Gaas­han M., Mager F., Ser­gi D., Stein­acker J. M., Capan­ni F. Bio­me­cha­ni­sche Ana­ly­se rich­tungs­än­dern­der Bewe­gun­gen – Ver­gleich einer vor­fuß­am­pu­tier­ten Pro­ban­din mit einer gesun­den Kon­troll­grup­pe. Ortho­pä­die Tech­nik. 2019; 70 (4): 30–39

 

Tab. 1 Pro­ban­den­spe­zi­fi­sche Daten der Studienpopulation.

 Anzahlmänn­lich
weib­lichBein­län­ge (cm)Gewicht (N)Schuh­grö­ße (EU) Alter (Jah­re)
PG10180,0929,038,538,0
KG42289,8 ± 3,3609,2 ± 58,540,8 ± 1,823,5 ± 0,5

Tab. 2 Kon­takt­zeit und Stan­dard­ab­wei­chung für die jewei­li­ge rich­tungs­än­dern­de Bewe­gung von PG und KG.

 Cut­tingCut­tingCut­ting Straight
Cut­ting Straight
Popu­la­ti­onPGKGPGKG
Kon­takt­zeit [s]0,470,520,550,45
SD± 0,02 ±± 0,01± 0,02± 0,04

 

 

 

  1. Deut­scher Weit­sprung-Meis­ter: Mar­kus Rehm gewinnt mit Pro­the­se. https://biv-ot.org/verlag-ot/content/news/ index_ger.html?nid=347 (Zugriff am 12.02.2019)
  2. Grei­te­mann B, Brück­ner L, Schä­fer M, Baum­gart­ner R. Ampu­ta­ti­on und Pro­the­sen­ver­sor­gung. Indi­ka­ti­ons­stel­lung – ope­ra­ti­ve Tech­nik – Nach­be­hand­lung – Funk­ti­ons­trai­ning. 4., voll­stän­dig über­ar­bei­te­te Auf­la­ge. Stutt­gart, New York: Thie­me Ver­lag, 2016
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  11. Mar­quardt M (Hrsg.). Lau­fen und Lauf­ana­ly­se. Medi­zi­ni­sche Betreu­ung von Läu­fern. Stutt­gart: Georg Thie­me Ver­lag, 2012
  12. Dil­lon MP, Bar­ker TM. Can par­ti­al foot prosthe­ses effec­tively res­to­re foot length? Prost­he­tics and Ortho­tics Inter­na­tio­nal, 2006; 30 (1): 17–23
  13. Dil­lon MP, Bar­ker TM. Com­pa­ri­son of gait of per­sons with par­ti­al foot ampu­ta­ti­on wea­ring prost­he­sis to matched con­trol group: Obser­va­tio­nal stu­dy. Jour­nal of Reha­bi­li­ta­ti­on Rese­arch & Deve­lo­p­ment, 2008; 45 (9): 1317–1334
  14. Dil­lon MP, Bar­ker TM. Can par­ti­al foot prosthe­ses effec­tively res­to­re foot length? Prost­he­tics and Ortho­tics Inter­na­tio­nal, 2006; 30 (1): 17–23
  15. Hong Y, Wang S, Lam W, Che­ung J. Kine­tics of bad­min­ton lun­ges in four direc­tions. Jour­nal of App­lied Bio- mecha­nics, 2014; 30 (1): 113–111
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