Das 3D L.A.S.A.R. – eine neue Genera­ti­on der Sta­tik-Ana­ly­se zur Opti­mie­rung des Auf­baus von Pro­the­sen und Orthesen

M. Bellmann, S. Blumentritt, M. Pusch, T. Schmalz, M. Schönemeier
Die Technologie des Statik-Messgeräts „L.A.S.A.R. Posture“ hat in den letzten zwei Jahrzehnten einen wesentlichen Beitrag zur Ermittlung und Optimierung des statischen Aufbaus orthopädietechnischer Hilfsmittel der unteren Extremität geleistet. Basierend auf dessen Grundprinzipien wurde das Messgerät „3D L.A.S.A.R.“ entwickelt. Dieser Artikel beschreibt sowohl die erweiterten Funktionen als auch den daraus entstehenden zusätzlichen Nutzen für den Orthopädie-Techniker in der alltäglichen Versorgungspraxis.

Ein­lei­tung

Die Wie­der­her­stel­lung der Steh- und Geh­fä­hig­keit gilt als grund­le­gen­des Reha­bi­li­ta­ti­ons­ziel nach einer Ampu­ta­ti­on an der unte­ren Extre­mi­tät 1. Jeder Bein­am­pu­tier­te benö­tigt dazu – unab­hän­gig von sei­nem Mobi­li­täts­grad – einer­seits eine sta­bil belast­ba­re Pro­the­se beim Ste­hen und in der Stand­pha­se bei der Fort­be­we­gung; ande­rer­seits muss wäh­rend der Schwung­pha­se genü­gend Boden­frei­heit gege­ben sein, sodass der Unter­schen­kel unge­hin­dert nach vor­ne schwin­gen kann. Die­se grund­sätz­li­chen For­de­run­gen kön­nen nur mit einem bio­me­cha­nisch kor­rek­ten Pro­the­sen­auf­bau erfüllt wer­den. Die­ser beein­flusst nach­hal­tig die Ver­sor­gungs- und letzt­lich die Lebens­qua­li­tät des Ampu­tier­ten. Bei­spiels­wei­se hän­gen die Schritt­sym­me­trie, die Belas­tung der Gelen­ke und auch die Sauer­stoff­auf­nah­me beim Gehen vom Pro­the­sen­auf­bau ab 23. Der Pro­the­sen­auf­bau erfolgt in der Ver­sor­gungs­pra­xis in drei Schritten:

  1. Werk­statt- oder Grund­auf­bau (prä­zi­se Mon­ta­ge der Pro­the­se, in der Regel nach Herstellerangaben)
  2. sta­ti­scher Pro­the­sen­auf­bau (Jus­tie­ren der Pro­the­se am ste­hen­den Patienten)
  3. dyna­mi­sche Auf­bau­op­ti­mie­rung (Fein­jus­tie­rung nach Bewer­tung des Ganges)

Die­ser Arti­kel befasst sich haupt­säch­lich mit dem sta­ti­schen Pro­the­sen­auf­bau, den Auf­bau­vor­ga­ben und sei­nen Objek­ti­vie­rungs­mög­lich­kei­ten durch die L.A.S.A.R.-Technologie. Dabei steht das Akro­nym „L.A.S.A.R“ für „Laser Assis­ted Sta­tic Align­ment Reference“.

Erfah­run­gen mit dem Sta­tik-Mess­ge­rät L.A.S.A.R. Posture

Die Erfas­sung der Sta­tik erfor­dert Hilfs­mit­tel, die die wir­ken­den Kräf­te und Dreh­mo­men­te beim Ste­hen sicht­bar machen. Vor 20 Jah­ren wur­de das L.A.S.A.R. Pos­tu­re als ers­tes Mess­ge­rät ein­ge­führt, das einen sta­tisch objek­ti­ven Pro­the­sen­auf­bau unter Werk­statt­be­din­gun­gen erlaubt. Das Gerät bestimmt den Kraft­an­griffs­punkt und pro­ji­ziert durch eine ver­ti­ka­le Laser­li­nie die Ver­ti­kal­kom­po­nen­te der Boden­re­ak­ti­ons­kraft auf die ste­hen­de Per­son (Abb. 1). Abstän­de die­ser Linie zu rele­van­ten Auf­bau­be­zugs­punk­ten – bei­spiels­wei­se Gelenk­dreh­zen­tren – sind mess­bar 4. Steht die zu ver­mes­sen­de Per­son mit bei­den Bei­nen auf der Kraft­mess­plat­te, wird die Kör­per­schwer­punkt­li­nie ermit­telt; steht sie mit einem Bein auf der Kraft­mess­plat­te und mit dem zwei­ten Bein auf der Höhen­aus­gleichs­plat­te, wird die Belas­tungs- oder Last­li­nie dargestellt.

Die inten­si­ve wis­sen­schaft­li­che Beglei­tung die­ses Ver­fah­rens mit einer Viel­zahl von Stu­di­en und das ste­te Hin­ter­fra­gen die­ser kom­plett neu­en Tech­no­lo­gie durch den Nut­zer in der Ver­sor­gungs­pra­xis führ­ten zu kla­ren Emp­feh­lun­gen zum bio­me­cha­nisch begrün­de­ten Pro­the­sen­auf­bau von der Unter­schen­kel- bis zur Becken­korb­pro­the­se. Die Emp­feh­lun­gen unter­schei­den sich wesent­lich je nach dem Ampu­ta­ti­ons­ni­veau, wie im Fol­gen­den auf­ge­zeigt wird.

Pro­the­sen­auf­bau bei trans­ti­bia­ler Amputation

Der Auf­bau der Unter­schen­kel­pro­the­se beein­flusst nach­hal­tig die Funk­ti­on des erhal­te­nen Knie­ge­lenks beim Ste­hen und Fort­be­we­gen 5. Dabei wird als bio­me­cha­ni­sche Ziel­set­zung eine phy­sio­lo­gi­sche Knie­funk­ti­on ange­strebt. Die bio­me­cha­ni­schen Grund­la­gen des Pro­the­sen­auf­baus und des­sen Aus­wir­kun­gen auf die Knie­funk­ti­on beim Ste­hen und Gehen wur­den viel­fach unter­sucht 6789. Sie wur­den in prak­ti­sche Auf­bau­an­lei­tun­gen umge­setzt, die sich in der Pati­en­ten­ver­sor­gung täg­lich und welt­weit bewäh­ren. Für den indi­vi­du­el­len Auf­bau nutzt der Ortho­pä­die- Tech­ni­ker die moder­ne Mess­tech­nik für die Sta­tik-Ana­ly­se und beob­ach­tet den Ampu­tier­ten beim Gehen. Es wird dafür Sor­ge getra­gen, dass das Gang­bild die Merk­ma­le der phy­sio­lo­gi­schen Knie­funk­ti­on auf­weist und dass dabei ent­spre­chen­de Sta­tik­kri­te­ri­en (Abb. 2a) erfüllt werden.

Pro­the­sen­auf­bau bei Knie­ex­ar­ti­ku­la­ti­on und trans­fe­mo­ra­ler Amputation

Der Auf­bau beein­flusst nach­hal­tig die Sicher­heit und die Funk­ti­on der Pro­the­se beim Ste­hen und Gehen des Knieex- und Ober­schen­kel­am­pu­tier­ten. Als bio­me­cha­ni­sches Ziel wird eine siche­re Knie­funk­ti­on ange­strebt. Für die Wie­der­erlan­gung der Steh- und Geh­fä­hig­keit ist die Zuord­nung des Pro­the­sen­fu­ßes zum Hüft­ge­lenk mit dem zweck­mä­ßig flek­tier­ten sowie addu­zier­ten Stumpf ele­men­tar. Dies folgt aus den mecha­ni­schen Regeln der Fort­be­we­gung. Das Knie­ge­lenk wird dem Funk­ti­ons­prin­zip ent­spre­chend zwi­schen Pro­the­sen­fuß und Schaft ein­ge­ord­net. Auf die tech­ni­sche Funk­ti­ons­wei­se des Gelen­kes selbst kann über den Pro­the­sen­auf­bau nur sehr beschränkt Ein­fluss genom­men wer­den 10. Ober­schen­kel­pro­the­sen wer­den zunächst im Auf­bau­ge­rät mon­tiert und prä­zi­se jus­tiert. Von Sei­ten der Her­stel­ler der Pro­the­sen­kom­po­nen­ten wird die Ein­ord­nung von Fuß und Knie­ge­lenk vor­ge­ge­ben. Adduk­ti­on und Fle­xi­on des Schaf­tes wer­den indi­vi­du­ell spe­zi­fi­ziert. Bewe­gungs­ein­schrän­kun­gen des Hüft­ge­lenks, bedingt durch eine Beu­ge­kon­trak­tur, müs­sen eben­falls berück­sich­tigt wer­den. In den meis­ten Fäl­len reicht nach prä­zi­ser Mon­ta­ge der Pro­the­se die Jus­tie­rung der Plan­t­ar­fle­xi­on beim ste­hen­den Pati­en­ten aus, um die Sta­tik­kri­te­ri­en zu erfül­len (Abb. 2b). Vor­aus­set­zung ist aller­dings, dass der pro­xi­ma­le Bereich des Schafts so gestal­tet wur­de, dass die Kraft zwi­schen Pro­the­se und Kör­per mög­lichst zen­tral und nicht rand­stän­dig über­tra­gen wer­den kann. Die Dif­fe­renz zwi­schen der Belas­tungs­li­nie und der Kör­per­schwer­punkt­li­nie soll sagit­tal nicht mehr als 15 mm betra­gen. In der Geh­pro­be wer­den die Fle­xi­ons- und die Adduk­ti­ons­stel­lung des Stump­fes sowie die trans­ver­sa­le Rota­ti­on des Knie­ge­lenks über­prüft und even­tu­ell kor­ri­giert. Deut­lich asym­me­tri­sche Schritt­län­gen wei­sen auf eine inkor­rek­te Schaft­fle­xi­on hin.

Pro­the­sen­auf­bau bei Hüftexartikulation

Der Auf­bau beein­flusst die Sicher­heit und die Funk­ti­on der Pro­the­se beim Ste­hen und Gehen des Hüft­ex­ar­ti­ku­lier­ten. Als bio­me­cha­ni­sches Ziel wer­den eine siche­re Knie­funk­ti­on und zumin­dest eine Grund­funk­ti­on des Hüft­ge­lenks ange­strebt. Pri­mär für die Wie­der­erlan­gung der Steh- und Geh­fä­hig­keit ist die Zuord­nung des Pro­the­sen­fu­ßes, des Knie- und des Hüft­ge­lenks zum Beckenschaft.

Umfang­rei­che Stu­di­en zei­gen, dass der Teil­mas­sen­schwer­punkt (TMS) für den Pro­the­sen­auf­bau der ent­schei­den­de Bezugs­punkt ist1112. Damit wird der Pro­the­sen­auf­bau unab­hän­gig vom Design des Becken­schafts. Hüft­ge­lenk, Knie­ge­lenk und Pro­the­sen­fuß wer­den zu die­sem Bezugs­punkt mit neu­tra­ler Becken­schaft­stel­lung im Auf­bau­ge­rät jus­tiert. Der sta­ti­sche Auf­bau besteht aus­schließ­lich in der Jus­tie­rung der Plan­t­ar­fle­xi­on, sodass die Auf­bau­kri­te­ri­en erfüllt wer­den (Abb. 2c). Wäh­rend der Geh­pro­be muss die Adduk­ti­ons- und Rota­ti­ons­stel­lung des Becken­schaf­tes zum Hüft- und Knie­ge­lenk über­prüft werden.

Das neue 3D L.A.S.A.R. mit sei­nen Zusatz­funk­tio­nen und ‑infor­ma­tio­nen

Tech­ni­sche Eigenschaften

Auf­grund der ste­ti­gen Wei­ter­ent­wick­lung von elek­tro­ni­schen Kom­po­nen­ten wie Mikro­com­pu­tern, Sen­so­ren und hoch­auf­lö­sen­den Kame­r­achips konn­te das Prin­zip des L.A.S.A.R. Pos­tu­re tech­nisch in die digi­ta­le Welt über­führt wer­den. Das neue 3D L.A.S.A.R. ist ein Mess­sys­tem, bestehend aus einer mit Sen­so­ren instru­men­tier­ten zwei­tei­li­gen Kraft­mess­plat­te, vier 5‑Me­ga­pi­xel- CMOS-Kame­ras, einer zen­tra­len Rechen­ein­heit sowie einem Tablet als Bedien­ele­ment (Abb. 3a).

Bei­de Mess­plat­ten des 3D L.A.S.A.R. sind mit je vier Wäge­zel­len und drei Kraft­sen­so­ren auf der Basis von Voll­brü­cken-Dehn­mess­strei­fen iden­tisch aus­ge­stat­tet. Rele­van­te Belas­tungs­pa­ra­me­ter bei­der Bei­ne wer­den dadurch gleich­zei­tig erfasst. Zusätz­lich zu den dar­aus resul­tie­ren­den Kraft­ein­lei­tungs­punk­ten (Cen­ter of Pres­su­re: COP) auf den Mess­plat­ten und den ver­ti­ka­len Boden­re­ak­ti­ons­kraft­kom­po­nen­ten kön­nen die wir­ken­den Hori­zon­tal­kräf­te gemes­sen wer­den. Auch die Erfas­sung der Tor­si­ons­mo­men­te um die ver­ti­ka­le Ach­se des Koor­di­na­ten­sys­tems der Boden­re­ak­ti­ons­kraft ist mög­lich. Aus die­sen Infor­ma­tio­nen kön­nen zum einen die ver­ti­ka­len Kom­po­nen­ten der Boden­re­ak­ti­ons­kraft auch „Last­li­ni­en“ genannt – für bei­de unte­ren Extre­mi­tä­ten zeit­gleich auf dem Tablet dar­ge­stellt wer­den (soge­nann­ter „Lega­cy Mode“ in 2D) (Abb. 3b). Zum ande­ren kön­nen durch die Ein­be­zie­hung der Hori­zon­tal­kräf­te die Boden­re­ak­ti­ons­kraft­vek­to­ren an der Unter­stüt­zungs­stel­le ermit­telt und wahl­wei­se in der Sagit­tal- oder Fron­tal­ebe­ne auf dem Bild­schirm des Tablets dar­ge­stellt wer­den (soge­nann­ter „3D Mode“). Zur Bestim­mung der Abstän­de zwi­schen den Last­li­ni­en oder Kraft­vek­to­ren zu den Refe­renz­punk­ten (z. B. Knie­ge­lenks­dreh­ach­se) las­sen sich auf dem gespei­cher­ten Bild vir­tu­el­le Mess­in­stru­men­te oder Abstands­leh­ren ein­fü­gen (Abb. 3c: M2 und M3). Um eine genaue Posi­tio­nie­rung die­ser Mess­hil­fen zu ermög­li­chen, kann in das Bild hin­ein­ge­zoomt werden.

Die digi­ta­le Dar­stel­lung der Mess­wer­te lässt erst­mals eine Daten­spei­che­rung zu, die zur Doku­men­ta­ti­on und Ana­ly­se der Sta­tik­si­tua­ti­on auch nach der Mess­sit­zung genutzt wer­den kann. Neben den Bil­dern und Daten der Mess­si­tua­ti­on kön­nen zusätz­lich Kom­men­tar­fel­der ein­ge­fügt wer­den, die zum Bei­spiel Hin­wei­se für die nächs­ten Ver­sor­gungs­schrit­te ent­hal­ten. Grund­la­ge der Daten­spei­che­rung ist eine pass­wort­ver­schlüs­sel­te SQL-Daten­bank, in der sowohl die Bil­der als auch die Pati­en­ten­da­ten geschützt abge­legt sind. Die Daten­bank ist auf einer SD-Kar­te abge­legt. Durch Aus­tausch der SDKar­te ist das Arbei­ten meh­re­rer Nut­zer mit ihren eige­nen Daten­ban­ken an einem Gerät möglich.

Vor Inbe­trieb­nah­me des Mess­sys­tems wer­den die Kame­ras und die Kraft­mess­plat­te in einer defi­nier­ten Posi­ti­on zuein­an­der aus­ge­rich­tet. Ein auf dem Tablet-Bild­schirm ein­ge­blen­de­ter Rah­men unter­stützt die­se Posi­tio­nie­rung. Nach­dem die Kame­ras die auf­leuch­ten­den LEDs in den Ecken der Kraft­mess­plat­te erfasst haben, gleicht ein inte­grier­ter Kali­brier­al­go­rith­mus die auf dem Tablet gra­fisch dar­ge­stell­ten Vek­to­ren den gemes­se­nen Kräf­ten an. Auf die­se Wei­se ist eine mil­li­me­ter­ge­naue größen‑, win­kel- und posi­ti­ons­ska­lier­te Pro­jek­ti­on der wir­ken­den Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te auf die zu ver­mes­sen­de Per­son auf dem Tablet-Bild­schirm mög­lich. Ein But­ton im Bedien­feld des Tablets erlaubt die Umschal­tung zwi­schen der sicht der Sagit­tal- und der Frontalebene.

Vor­tei­le bei der sta­ti­schen Aufbauoptimierung

Ein wesent­li­cher Vor­teil des 3D L.A.S.A.R. besteht in der zeit­glei­chen Betrach­tung und Ana­ly­se der sta­ti­schen Belas­tung bei­der unte­ren Extre­mi­tä­ten: Auf einen Blick kön­nen sta­tisch ungüns­ti­ge Belas­tungs­si­tua­tio­nen ermit­telt wer­den, und es las­sen sich dar­aus unmit­tel­bar Opti­mie­run­gen des Auf­baus des Hilfs­mit­tels ablei­ten, ohne dass der Pati­ent eine ande­re Steh­po­si­ti­on auf dem Gerät ein­neh­men muss. Nach Ände­rung der Auf­bau­kon­fi­gu­ra­ti­on des Hilfs­mit­tels an einer Extre­mi­tät wer­den die sta­ti­schen Aus­wir­kun­gen auf die ande­re Extre­mi­tät sofort sicht­bar. Durch die zusätz­li­chen Infor­ma­tio­nen im „3D Mode“ über den tat­säch­li­chen Ver­lauf der Kraft­vek­to­ren kön­nen die rea­len Abstän­de zwi­schen den Vek­to­ren und den jewei­li­gen Refe­renz­punk­ten bestimmt wer­den, sodass eine prä­zi­se Erfas­sung der sta­ti­schen Belas­tung mög­lich wird.

Zur Unter­stüt­zung eines opti­ma­len indi­vi­du­el­len sta­ti­schen Auf­baus des ortho­pä­die­tech­ni­schen Hilfs­mit­tels (z. B. TT- oder TF-Pro­the­se) sind unter einem Menü­punkt in der Tablet-Soft­ware Tuto­ri­als zum Pro­the­sen­auf­bau oder auch Refe­renz­wer­te für ver­schie­de­ne Pro­the­sen­kom­po­nen­ten ver­füg­bar. Mit Hil­fe der auf dem Tablet dar­ge­stell­ten Sta­tik­si­tua­ti­on kann die­se dem Pati­en­ten erklärt und nächs­te Opti­mie­rungs­schrit­te erläu­tert wer­den. Zu Schu­lungs­zwe­cken grö­ße­rer Grup­pen ist das Sys­tem zusätz­lich mit einem Inter­face für die exter­ne Pro­jek­ti­on des Bild­schir­min­hal­tes ausgestattet.

Ers­te Erfah­run­gen mit dem 3D L.A.S.A.R. bei einer nicht­am­pu­tier­ten Vergleichsgruppe

Bei prak­ti­schen Anwen­dun­gen im Bereich der Pro­the­tik und Orthe­tik ist für vie­le Fra­ge­stel­lun­gen die Ori­en­tie­rung an den Durch­schnitts­wer­ten nicht­am­pu­tier­ter Pro­ban­den sinn­voll. Bei der Nut­zung des kon­ven­tio­nel­len L.A.S.A.R. Pos­tu­re war zu beach­ten, dass die Mess­wer­te die Abstän­de von der ver­ti­ka­len Kraft­wir­kungs­li­nie zu den Refe­renz­punk­ten reprä­sen­tier­ten. Mit dem 3D L.A.S.A.R. kön­nen nun die Abstän­de zwi­schen der Wir­kungs­li­nie des „rea­len“ Kraft­vek­tors und den Refe­renz­punk­ten gemes­sen wer­den. Um die Dif­fe­ren­zen der Mess­wer­te bei­der Vari­an­ten des L.A.S.A.R. Pos­tu­re zu über­prü­fen und Refe­renz­wer­te für die Nut­zung des 3D L.A.S.A.R. zu erhal­ten, wur­de eine Grup­pe von 50 neu­ro­lo­gisch und ortho­pä­disch unauf­fäl­li­gen Pro­ban­den (29 ± 8 Jah­re, 177 ± 9 cm, 73 ± 10 kg, männ­lich: n = 31, weib­lich: n = 19) ver­glei­chend mit bei­den L.A.S.A.R.-Versionen unter­sucht. Für eine stan­dar­di­sier­te Aus­gangs­si­tua­ti­on wur­den die Pro­ban­den vor der Erfas­sung der Wer­te mit dem L.A.S.A.R. Pos­tu­re instru­iert, in ihrer nor­ma­len Steh­brei­te auf dem Mess­ge­rät zu ste­hen. Als wei­te­res Kri­te­ri­um waren die Füße in ante­rior-pos­te­rio­rer Rich­tung auf einer Höhe zu posi­tio­nie­ren. Die indi­vi­du­el­le Steh­brei­te wur­de gemes­sen. Bei der anschlie­ßen­den Mes­sung auf dem 3D L.A.S.A.R. konn­ten somit die Posi­tio­nen der Füße repro­du­ziert wer­den. Die Resul­ta­te wur­den für bei­de Bei­ne gemit­telt, sodass sich Mit­tel­wer­te für jeweils 100 Extre­mi­tä­ten erga­ben (Abb. 4).

Erwar­tungs­ge­mäß zei­gen sich dabei in der Sagit­tal­ebe­ne nur rela­tiv gerin­ge Abwei­chun­gen, die von distal nach pro­xi­mal leicht zuneh­men. Für den in der Anwen­dung oft­mals wich­ti­gen Abstand zwi­schen der Kraft­wir­kungs­li­nie und der Kom­pro­miss­dreh­ach­se des Knie­ge­lenks 13 wur­de mit dem 3D L.A.S.A.R. ein mitt­le­rer Abstand von ca. 20 mm mit einer Stan­dard­ab­wei­chung von ca. 15 mm gemes­sen. In der Fron­tal­ebe­ne sind die Abwei­chun­gen deut­lich stär­ker aus­ge­prägt. Dies erklärt sich aus der beid­bei­ni­gen Abstüt­zung des Kör­pers, mit der im Ver­gleich zur Sagit­tal­ebe­ne höhe­re hori­zon­ta­le Kräf­te ver­bun­den sind. Die Mit­tel­wer­te der nicht­am­pu­tier­ten Ver­gleichs­grup­pe sind durch eine hohe Stan­dard­ab­wei­chung gekenn­zeich­net, was auf die bekann­ten gro­ßen indi­vi­du­el­len Unter­schie­de hin­weist. Trotz­dem kön­nen die­se Wer­te als sinn­vol­le Ori­en­tie­rungs­grö­ßen ange­se­hen und genutzt werden.

Exem­pla­risch ist in Abbil­dung 5 eine Mes­sung mit dem 3D L.A.S.A.R. in bei­den Modi anhand eines Ein­zel­bei­spiels dar­ge­stellt. Die im „Lega­cy Mode“ gemes­se­ne Situa­ti­on ver­mit­telt in der Fron­tal­ebe­ne eine Infor­ma­ti­on, die iden­tisch mit dem L.A.S.A.R. Pos­tu­re ist. Im „3D Mode“ neh­men die Abstän­de von distal nach pro­xi­mal zu (Mal­leo­lus late­ra­lis: ca. 10 mm; Spi­na ilia­ca ante­rior supe­ri­or: ca. 40 mm). Am Knie­ge­lenk ist die mit dem L.A.S.A.R. Pos­tu­re gemes­se­ne Last­li­nie ca. 15 bis 20 mm late­ral posi­tio­niert (ver­gleich­bar mit 3D L.A.S.A.R. im „Lega­cy Mode“: ca. 20 mm); die rea­le Wir­kungs­li­nie des Kraft­vek­tors, gemes­sen im „3D Mode“, ver­läuft nahe­zu durch die Kniemitte.

Ers­te Ver­sor­gungs­er­fah­run­gen mit dem 3D L.A.S.A.R. und Emp­feh­lun­gen für den Pro­the­sen­auf­bau nach trans­ti­bia­ler und trans­fe­mo­ra­ler Amputation

Zur Erstel­lung der Basis für Refe­renz­da­ten von trans­ti­bi­al (TT) und trans­fe­mo­ral (TF) Ampu­tier­ten wur­den ins­ge­samt 15 Pro­ban­den (5 TT: 43 ± 11 J., 174 ± 9 cm, 73 ± 16 kg, männ­lich: 3, weib­lich: 2; 10 TF: 46 ± 10 J., 176 ± 8 cm, 87 ± 13 kg, männ­lich: 8, weib­lich: 2) rekru­tiert. Die­se wur­den zuvor gemäß den bekann­ten Auf­bau­emp­feh­lun­gen von Blu­men­tritt für Unter­schen­kel­pro­the­sen 14151617[4–7] bzw. für Ober­schen­kel­pro­the­sen 18 ver­sorgt. Die Mes­sun­gen erfolg­ten getrennt jeweils für die betrof­fe­ne und die erhal­te­ne Sei­te sowohl mit dem L.A.S.A.R. Pos­tu­re als auch mit dem neu­en 3D L.A.S.A.R. Somit erga­ben sich Wer­te für die fol­gen­den Messsituationen:

  • L.A.S.A.R. Pos­tu­re
  • 3D L.A.S.A.R. im „Lega­cy Mode“
  • 3D L.A.S.A.R. im „3D Mode“

Die dar­aus resul­tie­ren­den Emp­feh­lun­gen für Abstän­de zwi­schen der Last­li­nie (L.A.S.A.R. Pos­tu­re, 3D L.A.S.A.R. im „Lega­cy Mode“) bzw. dem Kraft­vek­tor (3D L.A.S.A.R. im „3D Mode“) und den jewei­li­gen Refe­renz­punk­ten sind in den Abbil­dun­gen 6 (TT) und 7 (TF) zusam­men­ge­fasst. Für die Ver­sor­gungs­pra­xis erge­ben sich dar­aus fol­gen­de grund­le­gen­de Schlussfolgerungen:

Auf­bau von Transtibial-Prothesen

Die Mess­wer­te mit dem L.A.S.A.R. Pos­tu­re und dem 3D L.A.S.A.R. im „Lega­cy Mode“ sind sowohl für die Pro­the­sen­sei­te als auch für die erhal­te­ne Sei­te in bei­den Ebe­nen (sagit­tal und fron­tal) nahe­zu iden­tisch (Abb. 6). Dar­aus kann abge­lei­tet wer­den, dass die bis­he­ri­gen Auf­bau­emp­feh­lun­gen für TT-Pro­the­sen mit Hil­fe des L.A.S.A.R. Pos­tu­re direkt auf das 3D L.A.S.A.R. im „Lega­cy Mode“ über­trag­bar sind. Das gilt für die Abstän­de zwi­schen der Last­li­nie und den Refe­renz­punk­ten Mal­leo­lus late­ra­lis (abge­kürzt: OSG), Knie­ge­lenks­kom­pro­miss­dreh­ach­se (abge­kürzt: Knie­ge­lenk), Tro­chan­ter major und Spi­na ilia­ca ante­rior supe­ri­or. Die Wer­te im „3D Mode“ (3D L.A.S.A.R.) wei­chen von denen im „Lega­cy Mode“ ab, wobei die Abwei­chun­gen in der Sagit­tal­ebe­ne bei gutem Pro­the­sen­auf­bau auf­grund der ver­gleichs­wei­se klei­nen Hori­zon­tal­kraft gering sind. Die Abwei­chun­gen in der Fron­tal­ebe­ne sind vor allem pro­the­sen­sei­tig deut­lich aus­ge­prägt. Hier ver­läuft der Kraft­vek­tor am Knie ent­lang der media­len Patel­la­kan­te (L.A.S.A.R. Pos­tu­re und  3D L.A.S.A.R. im „Lega­cy Mode“: late­ra­le Patel­la­kan­te) und ca. 80 mm medi­al der Spi­na (L.A.S.A.R. Pos­tu­re und 3D L.A.S.A.R. im „Lega­cy Mode“: 0 bis 20 mm medial).

Auf­bau von Transfemoral-Prothesen

Die Mess­wer­te mit dem L.A.S.A.R. Pos­tu­re und dem 3D L.A.S.A.R. sind im „Lega­cy Mode“ wie bei den Trans­ti­bi­al- Pro­the­sen sowohl für die Pro­the­sen­sei­te als auch für die erhal­te­ne Sei­te in bei­den Betrach­tungs­ebe­nen (sagit­tal und fron­tal) nahe­zu iden­tisch (Abb. 7). Somit sind auch für TF-Pro­the­sen die bis­he­ri­gen Auf­bau­emp­feh­lun­gen des L.A.S.A.R. Pos­tu­re direkt auf das 3D L.A.S.A.R. im „Lega­cy Mode“ über­trag­bar. Das gilt für alle Abstän­de zwi­schen der Last­li­nie und dem jewei­li­gen Refe­renz­punkt (Mal­leo­lus late­ra­lis [abge­kürzt OSG], Knie­ge­lenk, Tro­chan­ter major und Spi­na ilia­ca ante­rior superior).

Die Wer­te im „3D Mode“ (3D L.A.S.A.R.) wei­chen jedoch in bei­den Ebe­nen (sagit­tal und fron­tal) von denen im „Lega­cy Mode“ ab. Auf der Pro­the­sen­sei­te führt das dazu, dass die Abstän­de in der Sagit­tal­ebe­ne zwi­schen Kraft­vek­tor und Knie­ge­lenk bzw. Tro­chan­ter major um ca. 5 bis 10 mm gerin­ger sind und somit der Kraft­vek­tor auf der Pro­the­sen­sei­te etwas wei­ter pos­te­rior als bei der gesun­den Ver­gleichs­grup­pe ver­läuft. Dies kann auf ein Spe­zi­fi­kum von TF-Pro­the­sen­ver­sor­gun­gen hin­deu­ten, bei denen die Kraft­über­tra­gungs­stel­le im pro­xi­ma­len Schaft­be­reich pos­te­rior des Tro­chan­ter major lie­gen kann.

In der Fron­tal­ebe­ne ver­lau­fen die Kraft­vek­to­ren bei den Mes­sun­gen im „3D Mode“ mit dem 3D L.A.S.A.R. im Fall der TF-Ampu­tier­ten auf Höhe der Spi­na ilia­ca ante­rior supe­ri­or ca. 10 mm wei­ter medi­al als bei der gesun­den Ver­gleichs­grup­pe. Es liegt die Ver­mu­tung nahe, dass auf der Pro­the­sen­sei­te durch den wei­ter medi­al befind­li­chen Kraft­über­tra­gungs­punkt am Schaft höhe­re Hori­zon­tal­kräf­te in medi­o­la­te­ra­ler Rich­tung wir­ken, die auch von der kon­tralate­ra­len Sei­te kom­pen­siert wer­den müs­sen. Somit nei­gen sich die Krafvek­to­ren ten­den­zi­ell stär­ker zur Körpermitte.

Bei unter­schied­li­chen Knie­ge­lenks­ty­pen las­sen sich auch für das 3D L.A.S.A.R. indi­vi­du­el­le Emp­feh­lun­gen für Abstän­de zwi­schen dem Kraft­vek­tor und der Knie­ge­lenk­re­fe­renz­ach­se in der Sagit­tal­ebe­ne for­mu­lie­ren. Die­se sind in Abbil­dung 8 in Ergän­zung zu den bekann­ten Anga­ben für das L.A.S.A.R. Pos­tu­re zusammengefasst.

Für bei­de Ampu­ta­ti­ons­ni­veaus (TT und TF) wer­den mit dem 3D L.A.S.A.R. auf der kon­tralate­ra­len Sei­te in der Sagit­tal­ebe­ne nahe­zu iden­ti­sche Abstän­de zwi­schen den jewei­li­gen Refe­renz­punk­ten und der Last­li­nie („Lega­cy Mode“) bezie­hungs­wei­se dem Kraft­vek­tor („3D Mode“) fest­ge­stellt. Somit sind bis­he­ri­ge Emp­feh­lun­gen bezüg­lich der Bein­sta­tik der erhal­te­nen Sei­te wei­ter­hin gültig.

Hin­wei­se zur sta­ti­schen Auf­bau­op­ti­mie­rung im „3D Mode“

Durch die simul­ta­ne Anzei­ge bei­der Kraft­vek­to­ren kön­nen in der Sagit­tal Sagit­tal­ebe­ne zwei unter­schied­li­che Effek­te getrennt von­ein­an­der beob­ach­tet werden:

  • Der hori­zon­ta­le Abstand der Vek­to­ren auf der Kraft­mess­plat­te ist durch von­ein­an­der ent­fernt lie­gen­de Kraft­ein­lei­tungs­punk­te begrün­det (Abb. 9b im „Lega­cy Mode“ und 9c im „3D Mode“). Dies kann zum Bei­spiel durch die Ände­rung der Plan­t­ar­fle­xi­ons­stel­lung des Fuß­teils ange­passt werden.
  • Der Abstand der Vek­to­ren auf Höhe der Tro­chan­ter major ist gege­be­nen­falls durch ein unna­tür­li­ches Hüft­mo­ment in der Sagit­tal­ebe­ne und/ oder in der Trans­ver­sal­ebe­ne begrün­det oder kann durch eine unna­tür­li­che Becken­ro­ta­ti­on ver­ur­sacht sein. Häu­fig sind ungüns­ti­ge Schaft­stel­lun­gen in den genann­ten Ebe­nen die Ursa­che hier­für (Abb. 9 d).

Ziel der sta­ti­schen Auf­bau­op­ti­mie­rung in der Sagit­tal­ebe­ne ist es,

  1. dass die Kraft­vek­to­ren in den emp­foh­le­nen Abstän­den zu den Refe­renz­punk­ten verlaufen,
  2. dass die Abstän­de der Kraft­ein­lei­tungs­punk­te auf Höhe der Kraft­mess­plat­te in ante­rior-pos­te­rio­rer Rich­tung deckungs­gleich sind oder maxi­mal 20 mm von­ein­an­der ent­fernt ver­lau­fen und
  3. dass die Kraft­vek­to­ren der Pro­the­sen­sei­te und der erhal­te­nen Sei­te in der Sagit­tal­ebe­ne mög­lichst deckungs­gleich sind.

Sind die­se Kri­te­ri­en erfüllt, kann davon aus­ge­gan­gen wer­den, dass sowohl die erhal­te­nen Gelenk­struk­tu­ren als auch die Pro­the­sen­kom­po­nen­ten gemäß den bio­me­cha­ni­schen Kri­te­ri­en sinn­voll belas­tet wer­den und kei­ne unna­tür­lich gro­ßen hori­zon­ta­len Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te wir­ken, die eine Ver­span­nung im Stumpf-Schaft-Inter­face und der Becken­re­gi­on ver­ur­sa­chen kön­nen. Die Aus­wir­kun­gen der Hori­zon­tal­kräf­te auf den tat­säch­li­chen Ver­lauf der Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te sind direkt nur im „3D Mode“ des 3D L.A.S.A.R. erkenn­bar (Abb. 9 c u. d).

In der Fron­tal­ebe­ne soll­ten die Kraft­an­griffs­punk­te in der Fuß­mit­te lie­gen und der Kraft­vek­tor im emp­foh­le­nen Abstand zur Knie­ge­lenks­mit­te und der Spi­na ilia­ca ante­rior supe­ri­or ver­lau­fen – gemäß den Anga­ben für das jewei­li­ge Ampu­ta­ti­ons­ni­veau. In Abbil­dung 10 ist unter a („Lega­cy Mode“) und b („3D Mode“) eine natür­li­che sta­ti­sche Situa­ti­on sche­ma­tisch dar­ge­stellt. In c und d wir­ken außer­ge­wöhn­lich hohe hori­zon­ta­le Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te, die zu einer star­ken Nei­gung der Kraft­vek­to­ren füh­ren und nur mit dem 3D L.A.S.A.R. der­art dar­stell­bar sind. In die­sen Fäl­len kann von einer star­ken Ver­span­nung im Becken­be­reich aus­ge­gan­gen werden.

Fazit

Mit dem 3D L.A.S.A.R. kön­nen im Ver­gleich zum L.A.S.A.R. Pos­tu­re wei­te­re Para­me­ter und Infor­ma­tio­nen zur sta­ti­schen Opti­mie­rung des Pro­the­senund Orthe­sen­auf­baus genutzt wer­den, wodurch die Qua­li­tät der Pati­en­ten­ver­sor­gung ver­bes­sert wird. Gleich­zei­tig eröff­nen sich neue Mög­lich­kei­ten der Doku­men­ta­ti­on und der nach­träg­li­chen Ana­ly­se. Dar­aus erge­ben sich wei­te­re Vor­tei­le für den Ortho­pä­die-Tech­ni­ker in sei­ner all­täg­li­chen Ver­sor­gungs­pra­xis, ein ortho­pä­die­tech­ni­sches Hilfs­mit­tel der unte­ren Extre­mi­tät unter Ein­hal­tung bio­me­cha­ni­scher Prin­zi­pi­en her­zu­stel­len. Durch die Mög­lich­kei­ten der Doku­men­ta­ti­on wird zusätz­lich der Dia­log mit Pati­en­ten und Kos­ten­er­stat­tern bezüg­lich der Siche­rung der Ver­sor­gungs­qua­li­tät erleichtert.

Für die Autoren:

Dipl.-Ing. (FH) Mal­te Bellmann
CPO Otto Bock Health­Ca­re GmbH For­schung Bio­me­cha­nik Cli­ni­cal Rese­arch & Services
Her­mann-Rein-Str. 2a
37075 Göt­tin­gen
malte.bellmann@ottobock.de

Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

Zita­ti­on
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