Verlag Orthopädie-Technik

360° Orthopädie Technik | Presented by BIV-OT

Fachartikel Peer Review 

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

D. W. W. Heitzmann, T. Kaib, J. Block, C. Putz, S. I. Wolf, M. Alimusaj
In der hier vorgestellten Studie wurde ein neuartiger Prothesenfuß mit seriellen Carbonblattfedern untersucht. Drei Carbonblattfedern sind hierbei über Gelenke gekoppelt, um das Bewegungsausmaß zu erhöhen. Die Fragestellung war, inwieweit dieses Design Vorteile gegenüber einem konventionellen ESAR-Fuß bietet. Beim Einsatz von energierückgebenden sogenannten ESAR-Prothesenfüßen (ESAR = „energy storing and returning“) zeigt sich im Vergleich zu einfachen SACH-Füßen („solid ankle cushion heel“) eine höhere prothesenseitige Sprunggelenksleistung. Diese wird über Carbonfedern erreicht, die den Vor- und Rückfußhebel wiederherstellen und gleichzeitig eine prothesenseitige Sprunggelenkbeweglichkeit erlauben, die evtl. durch die Steifigkeit der Carbonfedern limitiert ist. Prothesenfußkonstruktionen mit beispielsweise hydraulischen Gelenken sollen diese Limitation im Bewegungsausmaß von ESAR-Füßen verbessern. Diese Konstruktionen weisen jedoch eine deutlich geringere Energierückgabe auf.
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Schematischer Aufbau der verwendeten Prothesenf­üße (PF = ProFlex; VF = V­ari-Flex).

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 17 18, ist die­se Zunah­me an Bewe­gung mög­li­cher­wei­se immer noch nicht aus­rei­chend. In ande­ren Stu­di­en bevor­zug­ten PTTA-Teil­neh­mer fle­xi­ble­re Pro­the­sen­fü­ße gegen­über stei­fe­ren Kon­struk­tio­nen 19 20. 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. 21 und Fey et al. 22 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 23 24. 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 25. Ins­be­son­de­re das exter­ne Knie-Varus-Moment wird in der Lite­ra­tur immer wie­der mit dege­ne­ra­ti­ven Knie­ge­lenk­er­kran­kun­gen – bei­spiels­wei­se der Gonar­thro­se – in Zusam­men­hang gebracht 26 27.

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 28. 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

Zita­ti­on
Heit­zmann DWW, Kaib T, Block J, Putz C, Wolf SI, Ali­mus­aj M. Die Vor­zü­ge eines neu­ar­ti­gen Pro­the­sen­fu­ßes mit einem hohen Bewe­gungs­aus­maß im Ver­gleich zu einem kon­ven­tio­nel­len Kar­bon­fe­der­fuß. Ortho­pä­die Tech­nik, 2018; 69 (11): 30–36

 

GeschlechtGrö­ße [cm]Gewicht [kg]Alter zum Zeitpunkt
der Mes­sung [Jah­re]
Zeit seit Amputation
[Jah­re]
Ampu­ta­ti­ons­ur­sa­cheLiner /
Anschlusstechnik
Gewohn­ter
Prothesenfuß
1♂1871054811TumorSyn­er­gy Wave1 / pin lockVari-Flex1
2♂1837324,58TumorSyn­er­gy Wave1 / pin lockVari-Flex XC1
3♂1918955,932Osteo­mye­li­tisSyn­er­gy Wave1 / pin lockVari-Flex XC1
4♂1788241,15Trau­maSeal in x 51 / Aus­stoß­ven­til / Kniekappe
Eche­lon2
5♂1769435,615Trau­maSyn­er­gy Wave1 / pin lockVari-Flex1
6♂18794,343,62TumorSyn­er­gy Wave1 / pin lockFlex-Foot Assu­re1
7♂1836923,74TumorSeal in x 51 / Aus­stoß­ven­til / KniekappeReflex Shock1
8♂1688335,926Trau­maSyn­er­gy Wave1/ pin lockVari-Flex1
9♂1909544,24Trau­maSeal in x 51 / Aus­stoß­ven­til / KniekappeVari-Flex XC1
10♀16362,848,711Mor­bus Winiwarter-BuergerSeal in1/ Aus­stoß­ven­til / KniekappeVari-Flex1
11♀17244,915,8-*Dys­me­lieSeal in1/ Aus­stoß­ven­til / KniekappeTri­ton3
MW179,881,137,911,95 x Trauma
3 x Tumor
3 x wei­te­re Ursachen
SD9,217,412,310,6
Tab. 1 Details der Teil­neh­mer mit einer uni­la­te­ra­len trans­ti­bia­len Ampu­ta­ti­on (PTTA) (1 = Össur hf, Reykja­vik, Island; 2 = Blatch­ford Group, Basingsto­ke, Groß­bri­tan­ni­en; 3 = Otto Bock, Duder­stadt, Deutsch­land; MW = Mit­tel­wert; SD = Standardabweichung).
* = Die Teil­neh­me­rin hat eine trans­ver­sa­le Fehl­bil­dung der unte­ren Extre­mi­tät der­art, dass die­se in Form und Funk­ti­on einem Unter­schen­kel­stumpf gleicht.

 

REF (n=11)PTTA (n = 11)
REF#
gegen PF*		REF#
gegen VF*		PFVFPF* gegen VF*
MW#SDppMW*SDMW*SDp
Maxi­ma­le Dor­sal­fle­xi­on in der Stand­pha­se [Grad]13.9(± 4.09)0.0030.008
18.8(± 4.11)10.6(± 1.81)
< 0.001
Bewe­gungs­aus­maß der Dor­si-Plant­ar­fle­xi­on [Grad]31.6(± 4.64)0.171< 0.001
27.7(± 5.17)15.2(± 1.86)0.003
Maxi­ma­les exter­nes Dor­si­fle­xi­ons­mo­ment [Nm/kg]1.69(± 0.15)< 0.000
< 0.0011.22(± 0.22)1.08(± 0.22)0.004
Maxi­ma­le Plant­ar­fle­xi­ons­leis­tung [W/kg]4.33(± 0.62)0.001< 0.0012.89(± 0.90)1.48(± 0.35)0.003
Maxi­ma­le Leis­tung (UD) [W/kg]3.28(± 0.53)0.040< 0.0012.77(± 0.70)2.12(± 0.49)
0.006
Tab. 2 Kine­ma­ti­sche und kine­ti­sche Para­me­ter der betrof­fe­nen Sei­te (PTTA = Per­so­nen mit uni­la­te­ra­ler trans­ti­bia­ler Ampu­ta­ti­on; REF = unver­sehr­te, alters- und geschlechts­ge­paar­te Refe­renz­pro­ban­den; PF = Pro-Flex; VF = Vari-Flex; MW = Mit­tel­wert; SD = Stan­dard­ab­wei­chung; # = Mit­tel­wert aus bei­den Sei­ten von REF, n = 22; * = Mit­tel­wert aus der betrof­fe­nen Sei­te der PTTA, n = 11).

 

REF (n=11)PTTA (n=11)
REF# gegen PF*REF# gegen CF*
NF*CF*NF* gegen CF *
MWSDPpMWSDMWSDp
Maxi­ma­les exter­nes Knie-Varus-Moment [Nm/kg]

0.67
(± 0.09)
0.088
0.699
0.57
(± 0.15)
0.68
(± 0.19)
0.010
Maxi­ma­le ver­ti­ka­le Boden­ reak­ti­ons­kraft [N/kg]

11.65(± 0.73)
0.065

0.151
11.03
(± 1.56)
12.43
(± 1.28)
0.004
Tab. 3 Kine­ti­sche Para­me­ter der erhal­te­nen Sei­te (die Maxi­mal­wer­te wur­den vom initia­len Boden­kon­takt bis zum Ende der mitt­le­ren Stand­pha­se ermit­telt; PTTA = Per­so­nen mit uni­la­te­ra­ler trans­ti­bia­ler Ampu­ta­ti­on; REF = unver­sehr­te, alters- und geschlechts­ge­paar­te Refe­renz­pro­ban­den; PF = Pro-Flex; VF = Vari-Flex; MW = Mit­tel­wert; SD = Stan­dard­ab­wei­chung; # = Mit­tel­wert aus bei­den Seiten
von REF n = 22; * = Mit­tel­wert aus der betrof­fe­nen Sei­te der PTTA n = 11).

 

 

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  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. 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
  18. 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
  19. 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
  20. 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
  21. 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
  22. 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)
  23. 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
  24. 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
  25. 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
  26. 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
  27. 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
  28. 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
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