Die Vor­zü­ge eines neu­ar­ti­gen Pro­the­sen­fu­ßes mit einem hohen Bewe­gungs­aus­maß im Ver­gleich zu einem kon­ven­tio­nel­len Karbonfederfuß

Ein­lei­tung

Die Waden­mus­ku­la­tur trägt wesent­lich zum Vor­trieb beim Gehen bei ¹. Nach einer Ampu­ta­ti­on der unte­ren Extre­mi­tät kön­nen Car­bon­fe­der­fü­ße den Weg­fall der Waden­mus­ku­la­tur zum Teil durch die „Feder­wir­kung“ kom­pen­sie­ren. Die­se soge­nann­ten ener­gie­rück­ge­ben­den Füße, in der Lite­ra­tur häu­fig als „ener­gy sto­ring and retur­ning (ESAR) pro­sthe­tic feet“ bezeich­net, haben eine zwei- bis drei­mal höhe­re Leis­tungs­rück­ga­be als simp­le SACH-Füße („solid ank­le cushion heel“) ². Aller­dings errei­chen auch ESAR-Füße kei­ne phy­sio­lo­gi­sche Leis­tungs­rück­ga­be ³, da es sich dabei um pas­si­ve Sys­te­me han­delt ⁴. Neben der Leis­tungs­ge­ne­rie­rung in der spä­ten Stand­pha­se kon­trol­liert die Waden­mus­ku­la­tur auch die Pro­gres­si­on der Tibia beim Über­rol­len des Unter­schen­kels über das Sprung­ge­lenk (häu­fig als „2nd rocker“ bezeich­net ^{5 6}). Durch eine Ver­for­mung der Car­bon­fe­dern wei­sen auch ESAR-Füße die­se „tibia­le“ Pro­gres­si­on auf, wenn auch nicht im phy­sio­lo­gi­schen Aus­maß. Sil­ver­man et al. berich­te­ten z. B., dass durch das limi­tier­te Bewe­gungs­aus­maß eines ESAR-Pro­the­sen­fu­ßes der Vor­trieb des Kör­per­schwer­punk­tes redu­ziert und abge­bremst wird ⁷. De Asha et al. berich­te­ten von einem ähn­li­chen brem­sen­den Effekt beim Ein­satz eines kon­ven­tio­nel­len ESAR-Pro­the­sen­fu­ßes. Gleich­zei­tig kam es zu einer Reduk­ti­on der zuvor beschrie­be­nen Brems­wir­kung beim Ein­satz eines Pro­the­sen­fu­ßes mit einem hydrau­li­schen Knö­chel­ge­lenk ⁸. Die anfangs genann­ten Aspek­te – die Leis­tungs­ge­ne­rie­rung im Sprung­ge­lenk zum Ende der Stand­pha­se sowie die Kon­trol­le der tibia­len Pro­gres­si­on – sind poten­zi­ell kon­kur­rie­ren­de Anfor­de­run­gen an Pro­the­sen­fü­ße. Für die tibia­le Pro­gres­si­on bzw. Dor­sal­fle­xi­on in der mitt­le­ren Stand­pha­se wird eine hohe Fle­xi­bi­li­tät des Pro­the­sen­fu­ßes gefor­dert. Auf der ande­ren Sei­te ist für eine hohe Leis­tungs­ge­ne­rie­rung ein adäqua­tes Sprung­ge­lenk­mo­ment und damit in der Regel eine hohe Stei­fig­keit zum Ende der Stand­pha­se not­wen­dig. Die­se kon­kur­rie­ren­den Eigen­schaf­ten wer­den auch von Fey et al. und von Adamc­zyk et al. als Pro­blem bei ESAR-Pro­the­sen­fü­ßen benannt ^{9 10}.

Dar­über hin­aus wird die erhöh­te Leis­tungs­ab­ga­be des pro­the­sen­sei­ti­gen Sprung­ge­lenk­kom­ple­xes mit einer Reduk­ti­on der Belas­tun­gen auf der erhal­te­nen Sei­te in Zusam­men­hang gebracht. So konn­ten Mor­gen­roth et al. nach­wei­sen, dass ein expe­ri­men­tel­ler Pro­the­sen­fuß mit einer ver­mehr­ten Ener­gie­rück­ga­be zu einer Reduk­ti­on der ver­ti­ka­len Bodenreaktionskräfte­und des exter­nen Knie-Val­gus-Moments wäh­rend der Belas­tungs­ant­wort auf die erhal­te­ne Sei­te führt ¹¹. Ein idea­ler Pro­the­sen­fuß soll­te dem­nach an die Gang­pha­sen ange­pass­te Stei­fig­kei­ten und eine hohe Ener­gie­rück­ga­be bieten.

In die­sem Zusam­men­hang scheint der neu­ar­ti­ge Pro­the­sen­fuß „Pro-Flex“ (Össur hf, Reykja­vik, Island; im Fol­gen­den mit „PF“ abge­kürzt) viel­ver­spre­chend zu sein, da er eine seri­el­le Anord­nung von fle­xi­blen Car­bon-Blatt­fe­dern bie­tet, die über eine Gelenk­ket­te mit­ein­an­der ver­bun­den sind. Die Posi­ti­on des Haupt­dreh­punkts die­ser Kon­struk­ti­on ori­en­tiert sich an der Ana­to­mie, wes­halb die­ser Pro­the­sen­fuß poten­zi­ell eine adap­ti­ve „Knö­chel­be­we­gung“ beim Gehen ermög­licht. Die funk­tio­nel­len Ergeb­nis­se in der Anwen­dung des PF beim Gehen wur­den mit denen des kon­ven­tio­nel­len ESAR-Pro­the­sen­fu­ßes „Vari-Flex“ (Össur hf, Reykja­vik, Island; im Fol­gen­den mit „VF“ abge­kürzt) verglichen.

Metho­den

Stu­di­en­teil­neh­mer

Elf Teil­neh­mer (Details in Tab. 1) mit einer ein­sei­ti­gen trans­ti­bia­len Ampu­ta­ti­on (PTTA) und dem Akti­vi­täts­ni­veau „Mob. 3–4“ konn­ten in die Stu­die ein­ge­schlos­sen wer­den. Aus­schluss­kri­te­ri­en waren Stumpf­pro­ble­me wie Öde­me, Druck­stel­len oder Wun­den. Die Daten von elf unver­sehr­ten, alters­und geschlechts­ge­paar­ten Pro­ban­den dien­ten als Refe­renz (REF; 2 Frau­en und 9 Män­ner; Alter 37,2 ± 11,4 Jah­re; Grö­ße 178,9 ± 8,1 cm; Gewicht 76,4 ± 12,2 kg).

Pro­the­sen­fü­ße

Der zu Ver­gleichs­zwe­cken her­an­ge­zo­ge­ne VF-Fuß hat ein klas­si­sches Design mit einer J‑förmigen Vor­fuß­fe­der und kann als Urmo­dell aller ESAR-Füße ange­se­hen wer­den ¹² (Abb. 1, VF rechts). Der neu­ar­ti­ge PF-Fuß besteht aus meh­re­ren seri­ell ange­ord­ne­ten Car­bon­blatt­fe­dern: einer Fuß­plat­te, einer obe­ren J‑förmigen Feder und einer fla­chen mitt­le­ren Feder, die zwi­schen der Fuß­plat­te und der obe­ren Feder ange­ord­net ist (Abb. 1, PF links). Die obe­re und die mitt­le­re Feder sind durch eine mecha­ni­sche Kon­struk­ti­on über drei Dreh­punk­te gekop­pelt. Die­ser Mecha­nis­mus ermög­licht eine Rota­ti­on des Kopf­teils mit dem Pyra­mi­den­an­schluss um den Haupt­dreh­punkt der Konstruktion.

Stu­di­en­de­sign

Die PTTA-Teil­neh­mer wur­den zunächst mit dem VF-Pro­the­sen­fuß ver­sorgt. Die Pro­the­sen wur­den dazu mit Hil­fe des L.A.S.A.R Pos­tu­re (Otto Bock, Duder­stadt, Deutsch­land) und der Emp­feh­lun­gen nach Blu­men­tritt und Kol­le­gen auf­ge­baut ¹³. Im Anschluss konn­ten sich die Teil­neh­mer für zwei Wochen mit der VF-Pro­the­se ver­traut machen. Beim unter­such­ten PF-Fuß han­del­te es sich zwar um ein Vor­se­ri­en­mo­dell, laut Her­stel­ler bestehen aber kei­ne Unter­schie­de gegen­über dem am Markt erhält­li­chen Pro­the­sen­fuß „Pro­Flex“. Da für PF kei­ne Ein­ge­wöh­nungs­pha­se vor den Mes­sun­gen ein­ge­plant war, wur­den am Tag der Daten­er­he­bung zunächst alle PTTA-Teil­neh­mer auf PF umge­stellt. Um sich an den PF-Pro­the­sen­fuß zu gewöh­nen, hat­ten die Anwen­der im Anschluss ca. 30 bis 45 Minu­ten Zeit und lie­fen dabei ca. 1,5 km in- und außer­halb der Kli­nik auf wech­seln­den Unter­grün­den und Hin­der­nis­sen wie Trep­pen und Ram­pen. Danach wur­de die Gang­ana­ly­se mit dem PF-Fuß durch­ge­führt. Anschlie­ßend wur­den die PTTA-Teil­neh­mer wie­der auf den VF-Pro­the­sen­fuß umge­stellt; der Pro­the­sen­auf­bau der vor­an­ge­hen­den zwei­wö­chi­gen Test­pha­se mit dem VF-Fuß blieb dabei unver­än­dert. Nach einer kur­zen Adap­ti­ons­pha­se wur­de am sel­ben Tag abschlie­ßend die Gang­ana­ly­se mit der VF-Pro­the­se durchgeführt.

Der pro­the­ti­sche Auf­bau wur­de intra­individuell zwi­schen den Pro­the­sen wie folgt repro­du­ziert: Für die VF-Pro­the­se wur­de die ver­ti­ka­le Laser­li­nie des L.A.S.A.R. Pos­tu­re auf den Schaft und den Schuh bzw. den Pro­the­sen­fuß über­tra­gen. Anschlie­ßend wur­de der PF unter­ge­baut, um als Ers­tes die Pro­the­sen­hö­he mit dem VF zu repro­du­zie­ren. Der PF-Auf­bau wur­de erneut mit dem L.A.S.A.R Pos­tu­re vor­ge­nom­men; die ver­ti­ka­le Laser­li­nie wur­de auf die zuvor mit dem VF mar­kier­ten Lini­en ausgerichtet.

Daten­er­he­bung, ‑auf­be­rei­tung und ‑ana­ly­se

Die Teil­neh­mer wur­den mit reflek­tie­ren­den Mar­ker­ku­geln ent­spre­chend der instru­men­tel­len 3D-Gang­ana­ly­se aus­ge­stat­tet. Durch die Wahl der Rei­hen­fol­ge der Mes­sun­gen (zunächst PF, im Anschluss VF) war es mög­lich, die Mar­ker­ku­geln an den Teil­neh­mern zu belas­sen, da sonst die Gewöh­nungs­pha­se für den PF-Fuß nicht mög­lich gewe­sen wäre. Die Ori­en­tie­rung der Sprung­ge­lenk­mar­ker (AP = ante­rior­pos­te­ri­or; H = Höhe vom Boden) wur­de zwi­schen VF und PF repro­du­ziert (Abb. 2). Um die Berech­nung von Kine­ma­tik und Kine­tik der Pro­the­sen­fü­ße zum glei­chen Bezugs­punkt (Sprung­ge­lenk­mar­ker) sicher­zu­stel­len, wur­de beim PF-Fuß der Haupt­dreh­punkt der Gelenk­kon­struk­ti­on als Zen­trum ange­nom­men (Abb. 2, AP und H); beim VF-Fuß wur­de mit­tels eines eigens ange­fer­tig­ten Adapt­er­blocks der Sprung­ge­lenk­mar­ker per Laser­lot auf die glei­che Posi­ti­on wie bei der PF-Ver­sor­gung plat­ziert (Abb. 2, VF links).

Für die Gang­ana­ly­se gin­gen die Teil­neh­mer mit ihrer bevor­zug­ten Geh­ge­schwin­dig­keit auf einer 10 m lan­gen Stre­cke. Ein 12-Kame­ra-­Sys­tem (Vicon, Oxford, GB) wur­de genutzt, um die Mar­ker­be­we­gun­gen auf­zu­neh­men. Die Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te wur­den mit­tels zwei­er Kraft­mess­plat­ten (Kist­ler, Win­ter­thur, Schweiz) auf­ge­zeich­net. Es wur­de ein kon­ven­tio­nel­les Modell („Plug­in Gait“) zur Berech­nung von Kine­ma­tik und Kine­tik der unte­ren Extre­mi­tä­ten ver­wen­det ^{14 15}. Um die pro­the­sen­sei­ti­ge Leis­tungs­rück­ga­be bes­ser abschät­zen zu kön­nen, wur­den dar­über hin­aus die Ergeb­nis­se zum UD-Modell­an­satz berech­net („uni­fied defor­ma­ble seg­ment“ ent­spre­chend Taka­ha­shi et al. ¹⁶). Die extra­hier­ten Daten (sie­he Tab. 2 u. 3) wur­den mit­tels Sha­pi­ro-Wilk-Tests auf Nor­mal­ver­tei­lung getes­tet. Es lag kei­ne Nor­mal­ver­tei­lung vor. Aus die­sem Grund wur­den Unter­schie­de zwi­schen den Kon­di­tio­nen und den Grup­pen mit­tels nicht­parametrischer sta­tis­ti­scher Metho­den über­prüft (VF gegen PF mit­tels Wil­coxon-Signed-Rank-Tests für gepaar­te Stich­pro­ben bzw. REF gegen PF und REF gegen VF mit­tels Mann-Whit­ney-U-Tests für unge­paar­te Stichproben).

Resul­ta­te

Es zeig­te sich eine signi­fi­kant gerin­ge­re selbst gewähl­te Geh­ge­schwin­dig­keit für PF (1,33 ± 0.16 m/s) im Ver­gleich zu VF (1,39 ± 0,17 m/s). Die Teil­neh­mer der REF-Grup­pe lie­fen im Mit­tel zwar etwas schnel­ler als die PTTA-Teil­neh­mer (1,44 ± 0,15 m/s), jedoch war die­ser Unter­schied nicht signi­fi­kant im Ver­gleich zu bei­den Pro­the­sen­fuß­kon­di­tio­nen (REF vs. PF p = 0.151; REF vs. VF p = 0.401).

Der PF-Pro­the­sen­fuß zeig­te im Ver­gleich zum VF-Fuß ein um 12,5° signi­fi­kant grö­ße­res Bewe­gungs­aus­maß der pro­the­sen­sei­ti­gen Dor­si-Plant­ar­fle­xi­on (Tab. 2; Abb. 3A). Der PF-Fuß wies des Wei­te­ren eine im Ver­gleich zum VF-Fuß signi­fi­kant grö­ße­re maxi­ma­le Dor­si­fle­xi­on zum Ende der Stand­pha­se auf, die jedoch im Ver­gleich zu REF nicht signi­fi­kant ver­grö­ßert war (Tab. 2; A­ bb. 3A).

Es zeig­te sich bei bei­den Pro­the­sen­fü­ßen im Ver­gleich zur REF-Grup­pe ein signi­fi­kant redu­zier­tes maxi­ma­les exter­nes Dor­si­fle­xi­ons­mo­ment – beim PF-Fuß mit einer Reduk­ti­on um 28 %, beim VF-Fuß um 36 %, wobei zwi­schen den Pro­the­sen­fü­ßen kein Unter­schied bestand (Tab. 2; Abb. 3B). Unab­hän­gig vom Modell­an­satz („Plug­in Gait“ und „UD Model“) zeig­te sich beim PF-Fuß im Ver­gleich zum VF-Fuß eine signi­fi­kant höhe­re pro­the­sen­sei­ti­ge Leis­tung (Tab. 2; Abb. 3C u. D).

Für den PF-Pro­the­sen­fuß waren das extern vari­sie­ren­de Knie­ge­lenk­mo­ment und die maxi­ma­le ver­ti­ka­le Boden­re­ak­ti­ons­kraft im Ver­gleich zum VF-Fuß sowie zur REF-Grup­pe signi­fi­kant redu­ziert (Tab. 3; Abb. 3E u. F).

Dis­kus­si­on

Der PF-Pro­the­sen­fuß kom­bi­niert die ener­gie­rück­ge­ben­den Eigen­schaf­ten von Car­bon­fe­dern mit den Vor­tei­len einer gelen­ki­gen Kon­struk­ti­on, die in der Sum­me ein erhöh­tes Bewe­gungs­aus­maß bewir­ken soll. In die­ser Stu­die konn­te nach­ge­wie­sen wer­den, dass der PF-Fuß in der Tat ein ähn­lich gro­ßes Bewe­gungs­aus­maß wie die REF-Grup­pe auf­weist. Obwohl der VF-Fuß bereits ein deut­lich ver­grö­ßer­tes Bewe­gungs­aus­maß im Ver­gleich zu ein­fa­chen SACH-Füßen zeigt und dies auch in den Zusam­men­hang mit einer Reduk­ti­on der ver­ti­ka­len Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te auf der erhal­te­nen Sei­te gestellt wur­de ^{12 17}, ist die­se Zunah­me an Bewe­gung mög­li­cher­wei­se immer noch nicht aus­rei­chend. In ande­ren Stu­di­en bevor­zug­ten PTTA-Teil­neh­mer fle­xi­ble­re Pro­the­sen­fü­ße gegen­über stei­fe­ren Kon­struk­tio­nen ^{18 19}. Um ein gro­ßes Bewe­gungs­aus­maß in klas­si­schen ESAR-Pro­the­sen­fü­ßen zu rea­li­sie­ren, müss­te bspw. die J‑förmige Car­bon­fe­der des VF-Fußes deut­lich fle­xi­bler sein. Dies resul­tiert aber höchst­wahr­schein­lich in einer Reduk­ti­on des effek­ti­ven Vor­fuß­he­bels, und man erhält einen eher „schwam­mi­gen“ Pro­the­sen­fuß. Han­sen et al. ²⁰ und Fey et al. ²¹ beschrie­ben die Her­ab­set­zung des effek­ti­ven Vor­fuß­he­bels bei wei­chen Pro­the­sen­fü­ßen, indem sie Füße mit unter­schied­lich stei­fen Vor­fuß­fe­dern unter­such­ten. Obwohl ein hohes Bewe­gungs­aus­maß zuvor als prin­zi­pi­ell vor­teil­haft beschrie­ben wur­de, kann es durch­aus auch nega­ti­ve Effek­te haben, ins­be­son­de­re dann, wenn der effek­ti­ve Vor­fuß­he­bel deut­lich redu­ziert wird. Klodd et al. und Han­sen et al. beschrei­ben eine erhöh­te Belas­tung der erhal­te­nen Sei­te bei expe­ri­men­tel­len Pro­the­sen­fü­ßen mit einem sehr fle­xi­blen Vor­der­fuß ^{19 22}. Dem­entspre­chend muss ein Pro­the­sen­fuß nicht nur ein gro­ßes Bewe­gungs­aus­maß auf­wei­sen, son­dern auch in der Lage sein, Dreh­mo­men­te auf­zu­neh­men. Es ist bemer­kens­wert, dass trotz eines zuvor beschrie­be­nen signi­fi­kan­ten Zuwach­ses im Bewe­gungs­um­fang für den PF-Fuß im Ver­gleich zum VF-Fuß kei­ne ­redu­zier­ten Sprunggelenkdrehmomente­ für­ den PF-Fuß fest­ge­stellt wur­den. Ein­schrän­kend muss erwähnt wer­den, dass der Zuwachs im Bewe­gungs­um­fang des PF-Pro­the­sen­fu­ßes haupt­säch­lich auf eine ver­grö­ßer­te Dor­si­fle­xi­on zurück­zu­füh­ren ist.

Dies könn­te unter Umstän­den bei Anwen­dern zur Wahr­neh­mung eines redu­zier­ten Vor­fuß­he­bels füh­ren, was auch einer der PTTA-Betrof­fe­nen als nega­tiv beim PF-Fuß wäh­rend der Unter­su­chung anmerk­te. Posi­tiv wur­de wei­ter für den PF-Fuß nach­ge­wie­sen, dass er eine im Ver­gleich zum VF-Fuß erhöh­te Leis­tungs­rück­ga­be auf­weist. Dies wird häu­fig in den Kon­text der Reduk­ti­on von Belas­tun­gen auf der erhal­te­nen Sei­te gebracht, in die­sem Fall das maxi­ma­le exter­ne Knie-Varus-Moment und die maxi­ma­le ver­ti­ka­le Boden­re­ak­ti­ons­kraft. Die­se Reduk­ti­on wur­de für den PF-Fuß eben­falls nach­ge­wie­sen und wird durch die Resul­ta­te von Mor­gen­roth et al. unter­stützt ¹¹. Ins­be­son­de­re das exter­ne Knie-Varus-Moment wird in der Lite­ra­tur immer wie­der mit dege­ne­ra­ti­ven Knie­ge­lenk­er­kran­kun­gen – bei­spiels­wei­se der Gonar­thro­se – in Zusam­men­hang gebracht ^{23 24}.

Abschlie­ßend kann mit­tels die­ser Stu­die kei­ne all­ge­mein­gül­ti­ge Wir­kung für den PF-Fuß in Bezug auf eine Reduk­ti­on des Arthro­se­ri­si­kos nach­ge­wie­sen wer­den. Dazu müss­te eine Pati­en­ten­ko­hor­te mit unter­schied­li­chen Pro­the­sen­fü­ßen über eine lan­ge Zeit beob­ach­tet wer­den. Die Reduk­ti­on des exter­nen Knie-Varus-Moments für den PF-Fuß kann trotz allem per se als posi­tiv und ent­las­tend gewer­tet werden.

Limi­tie­rend ist sicher­lich die unter­schied­lich lan­ge Ein­ge­wöh­nungs­pha­se für bei­de Füße (PF: 30–45 Minu­ten; VF: 2 Wochen). Von einer zwei­wö­chi­gen Test­pha­se für den PF wur­de abge­se­hen, da zum Beginn der Stu­die kei­ner­lei Erfah­run­gen mit die­sem Fuß vor­han­den waren. Der Unter­schied in der selbst gewähl­ten Geh­ge­schwin­dig­keit von 0,06 m/s zwi­schen PF und VF ist eben­falls eine Limi­ta­ti­on, da ins­be­son­de­re die Kine­tik durch die Geh­ge­schwin­dig­keit beein­flusst wird. Bei der erneu­ten sta­tis­ti­schen Tes­tung der Daten mit­tels einer mul­ti­va­ria­ten Ana­ly­se der Kova­ri­anz (MANCOVA) unter Ein­schluss der Geh­ge­schwin­dig­keit als Stör­grö­ße (Kova­ria­te) wur­den die signi­fi­kan­ten Unter­schie­de bestä­tigt, was die Ver­fas­ser dar­in bestärkt, dass die­se Unter­schie­de auf die unter­schied­li­chen Eigen­schaf­ten der Pro­the­sen­fü­ße und nicht auf die Unter­schie­de in der Geh­ge­schwin­dig­keit zurück­zu­füh­ren sind.

Schluss­fol­ge­run­gen

Ins­ge­samt zeigt PF im Ver­gleich zu VF ein deut­lich grö­ße­res Bewe­gungs­aus­maß bei unver­än­der­tem pro­the­sen­sei­ti­gem Sprung­ge­lenk­dreh­mo­ment. Gleich­zei­tigt zeigt PF eine höhe­re Leis­tungs­rück­ga­be im Ver­gleich zu VF. Dies führt beim PF-Fuß zu einer Reduk­ti­on der Las­ten auf der erhal­te­nen Sei­te. Kri­tisch ist anzu­mer­ken, dass die Zunah­me an Bewe­gung beim PF im Wesent­li­chen auf eine ver­grö­ßer­te Dor­si­fle­xi­on zurück­zu­füh­ren ist. Für PTTA-Betrof­fe­ne, die auf ­einen stei­fe­ren Vor­fuß­he­bel ange­wie­sen sind, ist PF aus die­sem Grund evtl. weni­ger gut geeig­net. Aktu­ell wird ein Fol­ge­pro­jekt mit 17 Teil­neh­mern und unter Ein­satz des jetzt auf dem Markt befind­li­chen Pro­dukts „Pro-Flex“ abge­schlos­sen. In die­ser Stu­die wer­den die Ein­ge­wöh­nungs­pha­sen berück­sich­tigt, und es wer­den zusätz­lich die bio­me­cha­ni­schen Effek­te auf Ram­pen und Trep­pen untersucht.

Dank­sa­gung

Wir dan­ken allen Pro­ban­den für ihre Zeit und die Teil­nah­me an die­ser Stu­die. Des Wei­te­ren dan­ken wir Herrn Dr. Alan R. De Asha (C‑Motion, Inc., Ger­man­town, MD, USA) für die Hil­fe bei der Erstel­lung der eng­li­schen Ori­gi­nal­ar­beit, auf der die­ser Arti­kel basiert ²⁵. Schließ­lich bedan­ken wir uns für die finan­zi­el­le Unter­stüt­zung die­ser Stu­die durch die Fir­ma Össur hf, Reykja­vik, Island.

Für die Autoren:
Dipl.-Ing. (FH) Dani­el W. W. Heitzmann
Abtei­lung Bewegungsanalytik
Kli­nik für Ortho­pä­die und Unfallchirurgie
Uni­ver­si­täts­kli­ni­kum Heidelberg
Schlier­ba­cher Land­stra­ße 200a
69118 Hei­del­berg
daniel.heitzmann@med.uni-heidelberg.de

Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

1. Win­ter DA. Ener­gy gene­ra­ti­on and absorp­ti­on at the ank­le and knee during fast, natu­ral, and slow caden­ces. Clin Orthop Relat Res, 1983; (175): 147–154
2. Czer­niecki JM, Git­ter A, Mun­ro C. Joint moment and mus­cle power out­put cha­rac­te­ristics of below knee ampu­tees during run­ning: the influence of ener­gy sto­ring pro­sthe­tic feet. Jour­nal of Bio­me­cha­nics, 1991; 24: 63–75
3. Han­sen AH, Childress DS, Miff SC, Gard SA, Mes­play KP. The human ank­le during wal­king: impli­ca­ti­ons for design of bio­mime­tic ank­le pro­s­the­ses. Jour­nal of Bio­me­cha­nics, 2004; 37: 1467–1674
4. Herr HM, Gra­bow­ski AM. Bio­nic ank­le-foot pro­sthe­sis nor­ma­li­zes wal­king gait for per­sons with leg ampu­ta­ti­on. Pro­cee­dings Bio­lo­gi­cal Sciences/The Roy­al Socie­ty, 2012; 279: 457–464
5. Per­ry J, Burn­field JM. Gait Ana­ly­sis: Nor­mal and Patho­lo­gi­cal Func­tion. Tho­ro­fa­re, NJ: Slack Incor­po­ra­ted, 2010
6. Rose J, Gam­ble JG. Human wal­king. Phil­adel­phia: Lip­pin­cott Wil­liams and Wil­kins, 2006
7. Sil­ver­man AK, Nep­tu­ne RR. Mus­cle and pro­sthe­sis con­tri­bu­ti­ons to ampu­tee wal­king mecha­nics: a mode­ling stu­dy. Jour­nal of Bio­me­cha­nics, 2012; 45: 2271–2278
8. De Asha AR, Mun­jal R, Kul­kar­ni J, Buck­ley JG. Impact on the bio­me­cha­nics of over­ground gait of using an ‘Eche­lon’ hydrau­lic ank­le-foot device in uni­la­te­ral trans-tibi­al and trans-femo­ral ampu­tees. Clin Bio­mech (Bris­tol, Avon), 2014; 29: 728–734
9. Fey NP, Klu­te GK, Nep­tu­ne RR. The influence of ener­gy sto­rage and return foot stiff­ness on wal­king mecha­nics and mus­cle acti­vi­ty in below-knee ampu­tees. Clin Bio­mech (Bris­tol, Avon), 2011; 26: 1025–1032
10. Adamc­zyk PG, Roland M, Hahn ME. Sen­si­ti­vi­ty of bio­me­cha­ni­cal out­co­mes to inde­pen­dent varia­ti­ons of hind­foot and fore­foot stiff­ness in foot pro­s­the­ses. Hum Mov Sci, 2017; 54: 154–171
11. Mor­gen­roth DC, Segal AD, Zelik KE, Czer­niecki JM, Klu­te GK, Adamc­zyk PG, et al. The effect of pro­sthe­tic foot push-off on mecha­ni­cal loa­ding asso­cia­ted with knee osteo­ar­thri­tis in lower extre­mi­ty ampu­tees. Gait Pos­tu­re, 2011; 34: 502–507
12. Powers CM, Torb­urn L, Per­ry J, Ayyap­pa E. Influence of pro­sthe­tic foot design on sound limb loa­ding in adults with uni­la­te­ral below-knee ampu­ta­ti­ons. Archi­ves of phy­si­cal medi­ci­ne and reha­bi­li­ta­ti­on, 1994; 75: 825–829
13. Blu­men­tritt S, Schmalz T, Jarasch R. Die Bedeu­tung des sta­ti­schen Pro­the­sen­auf­baus fur das Ste­hen und Gehen des Unter­schen­kel­am­pu­tier­ten. Der Ortho­pä­de, 2001; 30: 161–168
14. Davis RB, Oun­puu S, Tybur­ski D, Gage JR. A gait ana­ly­sis data coll­ec­tion and reduc­tion tech­ni­que. Human Move­ment Sci­ence, 1991; 10: 575–587
15. Kad­a­ba MP, Rama­krish­n­an HK, Woot­ten ME, Gai­ney J, Gor­ton G, Cochran GV. Repea­ta­bi­li­ty of kine­ma­tic, kine­tic, and elec­tro­m­yo­gra­phic data in nor­mal adult gait. J Orthop Res, 1989; 7: 849–860
16. Taka­ha­shi KZ, Kepp­le TM, Stanho­pe SJ. A uni­fied defor­ma­ble (UD) seg­ment model for quan­ti­fy­ing total power of ana­to­mic­al and pro­sthe­tic below-knee struc­tures during stance in gait. Jour­nal of Bio­me­cha­nics, 2012; 45: 2662–2667
17. Sny­der RD, Powers CM, Fon­taine C, Per­ry J. The effect of five pro­sthe­tic feet on the gait and loa­ding of the sound limb in dys­vas­cu­lar below-knee ampu­tees. Jour­nal of Reha­bi­li­ta­ti­on Rese­arch and Deve­lo­p­ment, 1995; 32: 309–315
18. Rasch­ke SU, Oren­durff MS, Mat­tie JL, Ken­yon DE, Jones OY, Moe D, et al. Bio­me­cha­ni­cal cha­rac­te­ristics, pati­ent pre­fe­rence and acti­vi­ty level with dif­fe­rent pro­sthe­tic feet: a ran­do­mi­zed dou­ble blind tri­al with labo­ra­to­ry and com­mu­ni­ty test­ing. Jour­nal of Bio­me­cha­nics, 2015; 48: 146–152
19. Klodd E, Han­sen A, Fato­ne S, Edwards M. Effects of pro­sthe­tic foot fore­foot fle­xi­bi­li­ty on gait of uni­la­te­ral trans­ti­bi­al pro­sthe­sis users. Jour­nal of Reha­bi­li­ta­ti­on Rese­arch and Deve­lo­p­ment, 2010; 47: 899–910
20. Han­sen AH, Mei­er MR, Ses­soms PH, Childress DS. The effects of pro­sthe­tic foot roll-over shape arc length on the gait of trans-tibi­al pro­sthe­sis users. Pro­sthe­tics and Ortho­tics Inter­na­tio­nal, 2006; 30: 286–299
21. Fey NP. The influence of pro­sthe­tic foot design and wal­king speed on below­k­nee ampu­tee gait mecha­nics. Dis­ser­ta­ti­on, The Uni­ver­si­ty of Texas at Aus­tin, 2011. https://repositories.lib.utexas.edu/handle/2152/ETD-UT-2011–12-4686 (Zugriff am 04.09.2018)
22. Han­sen AH, Childress DS, Knox EH. Pro­sthe­tic foot roll-over shapes with impli­ca­ti­ons for ali­gnment of trans-tibi­al pro­s­the­ses. Pro­sthe­tics and Ortho­tics Inter­na­tio­nal, 2000; 24: 205–215
23. Shar­ma L, Hur­witz DE, Thonar EJ, Sum JA, Lenz ME, Dun­lop DD, et al. Knee adduc­tion moment, serum hyalu­ro­nan level, and dise­a­se seve­ri­ty in medi­al tibio­fe­mo­ral osteo­ar­thri­tis. Arthri­tis and Rheu­ma­tism, 1998; 41: 1233–1240
24. Mun­der­mann A, Dyr­by CO, Andri­ac­chi TP. Secon­da­ry gait chan­ges in pati­ents with medi­al com­part­ment knee osteo­ar­thri­tis: increased load at the ank­le, knee, and hip during wal­king. Arthri­tis and Rheu­ma­tism, 2005; 52: 2835–2844
25. Heit­zmann DWW, Sala­mi F, De Asha AR, Block J, Putz C, Wolf SI, et al. Bene­fits of an increased pro­sthe­tic ank­le ran­ge of moti­on for indi­vi­du­als with a trans-tibi­al ampu­ta­ti­on wal­king with a new pro­sthe­tic foot. Gait Pos­tu­re, 2018; 64: 174–180