Eig­nung eines mobi­len Kraft- und Momen­ten­sen­sors in der Gang­ana­ly­se beim Ver­gleich ver­schie­de­ner Pro­the­sen­fü­ße mit unter­schied­li­chen Gehgeschwindigkeiten

F. Starker, A. Verl
Untersucht wurde die Eignung eines dreidimensionalen Kraft- und Momentensensors hinsichtlich der Datenqualität im praktischen Einsatz. Drei Prothesenfüße wurden dazu an einem Anwender mit unterschiedlichen Gehgeschwindigkeiten sowohl beim freien Gehen als auch beim Gehen auf dem Laufband mit und ohne Schuhe betrachtet und die Daten verglichen. Durch das mobil getragene Messsystem konnten die Unterschiede in den anterioren bzw. posterioren Kräften sowie bezüglich des Drehmoments im Knöchelgelenk der Prothesenfüße aufgezeigt werden. Zusätzlich konnte der Unterschied zwischen dem freien Gehen und dem Gehen auf dem Laufband sowie der Einfluss von Schuhen nachgewiesen werden. Zusammengefasst lässt sich die hohe Präzision des Sensors angesichts der hohen Anzahl an gemessenen Schritten positiv hervorheben. Durch die entwickelten Algorithmen lassen sich die Daten nach den jeweiligen Messungen unmittelbar auswerten und direkt miteinander vergleichen. Als nachteilig erwies sich demgegenüber die ungünstige Ergonomie der Datenaufzeichnung (kabelgebunden und im Rucksack zu transportieren) sowie die exakte Lokalisierung des Sensors relativ zum restlichen Prothesenaufbau, um relative Vergleiche anstellen und Rückschlüsse zwischen Prothesen und Probanden ziehen zu können. Darüber hinaus zeigt das vorgestellte Sensorsystem nur die Messwerte der Prothesenseite, nicht aber der Gegenseite an. Somit bleibt z. B. eine mögliche Entlastung der Gegenseite bei einem flexiblen „ESAR-Fuß“ nur eine Annahme. Ob sich im klinischen Alltag der Mehraufwand durch das Ein- und Ausbauen des Messsystems rechtfertigen lässt, ist fraglich, jedoch können auf diese Weise funktionelle Vorteile und Kombinationen von Produkten am individuellen Anwender schnell messbar dargestellt werden.

Ein­lei­tung

In der Gang­ana­ly­se wird seit vie­len Jah­ren eine ent­spre­chen­de Sen­so­rik zur Erfas­sung der Kine­tik und Kine­ma­tik von Pro­ban­den ver­wen­det. Die tech­ni­schen Mög­lich­kei­ten moder­ner Erfas­sungs­sys­te­me erlau­ben eine hohe Mess­ge­nau­ig­keit, wobei die tat­säch­li­che Qua­li­tät und Aus­sa­ge­kraft der Mess­da­ten auf­grund der vie­len poten­zi­el­len Feh­ler­quel­len immer kri­tisch hin­ter­fragt wer­den soll­te. Die Erfas­sung der Kine­tik von Pro­ban­den mit Kraft­mess­plat­ten, ein­ge­las­sen im Boden des Bewe­gungs­la­bors, weist zwar die höchs­te Genau­ig­keit bei der Erfas­sung der Kine­tik auf. Jedoch bedeu­tet dies, dass die Zahl der ver­wert­ba­ren Schrit­te im Hin­blick auf die Unter­su­chungs­dau­er nur gering ist, da die Plat­ten vom Pro­ban­den genau getrof­fen wer­den müs­sen und dabei immer nur ein kur­zer Aus­schnitt der gesam­ten Mes­sung betrach­tet wer­den kann.

Anzei­ge

Die im Boden befind­li­che Sen­so­rik kann aber auch direkt in den Pro­the­sen­auf­bau inte­griert wer­den – dadurch kann der beschrie­be­ne Nach­teil der weni­gen ver­wert­ba­ren Schrit­te und der orts­ge­bun­de­nen Mes­sung über­wun­den wer­den. Dazu wur­den in der Ver­gan­gen­heit Stu­di­en sowohl mit kom­mer­zi­ell erhält­li­chen als auch mit selbst ent­wi­ckel­ten Sys­te­men durch­ge­führt 1 2 3 4 5 6 7 8 9. Aller­dings schei­nen sol­che Sys­te­me bis heu­te nicht groß­flä­chig ein­ge­setzt zu wer­den. Die Hin­ter­grün­de des­sen sind unklar und nicht doku­men­tiert, könn­ten aber in den Aspek­ten Genau­ig­keit, Anwen­dung und Aus­wer­tung begrün­det sein 10.

Im Fol­gen­den wird die Anwen­dung eines spe­zi­el­len Kraft- und Momen­ten­sen­sors (kurz KMS) im Hin­blick auf sei­ne Eig­nung zur Gene­rie­rung von Ein­gangs­da­ten für die Ent­wick­lung von Pro­the­sen­fü­ßen, aber auch zur Dar­stel­lung der unter­schied­li­chen Pro­the­sen­funk­tio­nen betrach­tet. Ein wesent­li­ches Unter­schei­dungs­merk­mal von Pro­the­sen­fü­ßen ist das vor­ge­se­he­ne Anwen­dungs­ge­biet und damit auch die zu erwar­ten­de durch­schnitt­li­che Geh­ge­schwin­dig­keit des Anwen­ders. In den Stu­di­en 11 12 13 14 konn­te die­se mit dem Akti­vi­täts- bzw. Mobi­li­täts­grad (K‑Level) des Anwen­ders kor­re­liert wer­den. Mit Blick auf die Pro­the­sen­ent­wick­lung hin­sicht­lich unter­schied­li­cher Geh­ge­schwin­dig­kei­ten stellt sich die Fra­ge, wie sich die auf den Pro­the­sen­fuß ein­wir­ken­den Kräf­te und Dreh­mo­men­te in Abhän­gig­keit von den Kon­struk­ti­ons­merk­ma­len ver­än­dern. Dabei ist zu berück­sich­ti­gen, dass die Bio­me­cha­nik des Gehens bei unter­schied­li­chen Geschwin­dig­kei­ten eben­falls vari­iert 15 16. Somit ist es die Wech­sel­wir­kung zwi­schen Pro­the­sen­fuß und Anwen­der, die sich wie­der­um in der Kine­tik und der Kine­ma­tik mess­bar nie­der­schlägt. Dabei kann der hier vor­ge­stell­te KMS ein hilf­rei­ches Mit­tel sein, Mess­da­ten inner­halb und außer­halb des Labors zu erheben.

Metho­dik

Für die Stu­die wur­den Mes­sun­gen mit einem akti­ven Pro­the­sen­trä­ger durch­ge­führt (trans­ti­bia­le Ampu­ta­ti­on nach Trau­ma, Ampu­ta­ti­ons­zeit > 10 Jah­re, Gewicht ca. 105 kg, Alter 55 Jah­re, Mobi­li­täts­grad K3 17). Die Mes­sun­gen wur­den im Ver­lauf meh­re­rer Ein­zel­mess­ta­ge mit­tels eines leich­ten (180 g, 36 mm Gesamt­auf­bau­hö­he) in den Pro­the­sen­auf­bau inte­grier­ten spe­zi­ell ange­fer­tig­ten Kraft- und Momen­ten­sen­sors (Sen­six, Poi­tiers, Frank­reich) vor­ge­nom­men. Die Unter­su­chun­gen fan­den im Rah­men her­stel­ler­spe­zi­fi­scher Stu­di­en statt und sind durch ein Ethik­pro­to­koll der islän­di­schen Arz­nei­mit­tel­be­hör­de „Lyfja­stof­nun“ (Ice­lan­dic Medi­ci­nes Agen­cy, IMA) abge­deckt. Sie wur­den in einem Bewe­gungs­la­bor in Island durchgeführt.

Der Pro­the­sen­auf­bau wur­de von einem Ortho­pä­die­tech­ni­ker mit einem Mess­sys­tem („3D L.A.S.A.R.“, Otto­bock, Duder­stadt, Deutsch­land) richt­li­ni­en­ge­treu sicher­ge­stellt. In Abbil­dung 1 ist die Pro­the­se mit dem ver­wen­de­ten Kraft- und Momen­ten­sen­sor (kurz KMS) dar­ge­stellt, der in allen Auf­bau­va­ri­an­ten direkt über dem Pro­the­sen­fuß mit­tels Pro­the­sen­auf­nah­men ange­bracht ist. Die Daten­auf­zeich­nung („DataQ DI-710“, 600 Hz) befin­det sich in einem leich­ten Ruck­sack und ist per Kabel mit dem KMS ver­bun­den. Die Genau­ig­keit des Mess­sys­tems wur­de gegen­über einem wei­te­ren KMS-Sys­tem, inte­griert in einen maschi­nel­len Gang­si­mu­la­tor 18, über­prüft. Die für die Stu­die ver­wen­de­ten Pro­the­sen­fü­ße wer­den in Tabel­le 1 spe­zi­fi­ziert. Eine detail­lier­te Beschrei­bung des Auf­baus ist in den Abbil­dun­gen 2a–c dar­ge­stellt. Die gewähl­ten Pro­the­sen­fü­ße decken ein brei­tes Pro­dukt­spek­trum ab: von einem sehr ein­fa­chen Fuß („K2k“) über eine opti­mier­te Abwand­lung davon („K2m“) bis zu einem fle­xi­blen Car­bon­fa­ser­fuß („ESAR“).

Die für die Stu­die aus­ge­wähl­ten Geschwin­dig­kei­ten wur­den vom Pro­ban­den mit dem ESAR-Fuß fest­ge­legt. Dabei gal­ten fol­gen­de Vorgaben:

  • „nor­ma­les Gehen“;
  • „lang­sa­mes Gehen, sodass z. B. im Super­markt noch die Eti­ket­ten in den Rega­len gele­sen wer­den können“;
  • „sehr zügi­ges Gehen, z. B. zum Er­reichen eines ein­fah­ren­den Busses“.

Die Mes­sun­gen wur­den zunächst ohne Schu­he, im Anschluss mit Schu­hen (Modell „Apex“, Viking, Oslo, Nor­we­gen) durch­ge­führt. Nach der Mes­sung des frei­en Gehens im Bewe­gungs­la­bor mit dem jewei­li­gen Pro­the­sen­fuß (15 m gera­de Stre­cke) wur­den die Unter­su­chun­gen auf einem Lauf­band wie­der­holt. Dabei wur­den mit dem ESAR-Fuß die fol­gen­den Geh­ge­schwin­dig­kei­ten festgelegt:

  • SSS („self-sel­ec­ted slow“) 0.47 m/s (1.7 km/h),
  • SSM („self-sel­ec­ted medi­um“) 1.17 m/s (4.2 km/h) und
  • SSF („self-sel­ec­ted fast“) 1.44 m/s (5.6 km/h).

Im wei­te­ren Ver­lauf wur­den nach dem glei­chen Pro­to­koll die wei­te­ren Pro­the­sen­fü­ße unter­sucht (Abb. 3).

Die Aus­wer­tung der vor­lie­gen­den Roh­da­ten wur­de mit­tels selbst ent­wi­ckel­ter Algo­rith­men („Mat­lab“, MathWorks, Natick, MA, USA) durch­ge­führt. Jeder Ein­zel­da­ten­satz wur­de zunächst auf­be­rei­tet (Über­spre­chen und Tara der Ein­zel­ka­nä­le) sowie eine Fil­te­rung (But­ter­worth, 50 Hz Tief­pass, 5. Ord­nung) durch­ge­führt und in Ein­zel­schrit­te auf­ge­spal­ten. Die Boden­kon­takt­zeit, hier als „Ein­zel­schritt­stand­pha­sen­dau­er“ (kurz EStD) bezeich­net, wur­de wie­der­um sta­tis­tisch bewer­tet. Hier­aus kann ein sta­tis­ti­sches Maxi­mum aller EStD sowie die Vari­anz davon abge­lei­tet wer­den. Als Band­brei­te der Abwei­chung vom jewei­li­gen zeit­li­chen Maxi­mum jeder Mes­sung wur­de ein Fens­ter von +/- 0.2 s gewählt. Somit konn­ten im Gesamt­da­ten­satz abwei­chen­de schnel­le bzw. lang­sa­me Schrit­te (z. B. Ste­hen) ein­fach her­aus­ge­fil­tert wer­den. Zum Ver­gleich der Pro­the­sen­fü­ße wur­de für die Kraft- und Momen­ten­da­ten ein Dreh­zen­trum des Knö­chel­ge­lenks als Ursprung des Koor­di­na­ten­sys­tems ange­nom­men 19 und die KMS-Daten vir­tu­ell dort­hin ver­scho­ben (3D-Trans­la­ti­on und ‑Rota­ti­on) (Tab. 2).

Ergeb­nis­se

Die Gesamt­dau­er der Ein­zel­ver­su­che vari­ier­te zwi­schen 3 und 5 Minu­ten Geh­zeit. Aus den Lauf­band­ver­su­chen kann unmit­tel­bar die Geh­ge­schwin­dig­keit aus­ge­le­sen und mit den Daten aus der Lite­ra­tur 20 21 22 23 ver­gli­chen wer­den, die den Akti­vi­täts- bzw. Mobi­li­täts­grad mit der durch­schnitt­li­chen Geh­ge­schwin­dig­keit kor­re­lie­ren (Abb. 4). Dabei reprä­sen­tiert die selek­tier­te Geschwin­dig­keit „lang­sam“ (0.47 m/s) die durch­schnitt­li­che Geh­ge­schwin­dig­keit von K2-Nut­zern gut und liegt im Durch­schnitt der Stu­di­en. Für einen durch­schnitt­li­chen K3- und K4-Nut­zer lie­gen die aus­ge­wähl­ten Geh­ge­schwin­dig­kei­ten „mit­tel“ (1.17 m/s) und „schnell“ (1.44 m/s) im obe­ren Bereich der Geschwin­dig­keits­ska­la, jedoch gleich­auf mit dem Mit­tel­wert aus 24. Die Ver­gleich­bar­keit der Geh­ge­schwin­dig­kei­ten auf dem Lauf­band und aus den Ver­su­chen beim frei­en Gehen wur­de wie­der­um über die EStD-Dau­er und deren Abwei­chung hergestellt.

Aus­wer­tung der KMS-Daten

Die KMS-Daten konn­ten bis auf einen Daten­satz (ESAR, Lauf­band, 1.17 m/s) aus­ge­wer­tet wer­den. Im His­to­gramm (Abb. 5) sind bei­spiel­haft die EStD dar­ge­stellt. Die­se wer­den wie­der­um nach dem Maxi­mum und des­sen Ver­tei­lung bewer­tet. Die Ein­zel­schrit­te, die dem Mit­tel­wert und der Vari­anz der EStD ent­spre­chen, wur­den auf 100 % der Stand­pha­sen nor­ma­li­siert und von den KMS-Daten der jewei­li­ge Mit­tel­wert sowie die Per­zen­ti­le (+/- 90%) berech­net (Abb. 6). Bei einer Mess­dau­er von mehr als 3 Minu­ten pro Mes­sung erge­ben sich somit zwi­schen 100 und 350 reprä­sen­ta­ti­ve Ein­zel­schrit­te. Somit kön­nen z. B. Hin­wei­se auf die Varia­bi­li­tät des Gang­bil­des gewon­nen wer­den. Im Fol­gen­den wur­de die Kor­re­la­ti­on der EStD zwi­schen dem Gehen auf dem Lauf­band sowie dem frei­en Gehen unter­sucht (Abb. 7). Die Aus­wer­tung zeigt eine sehr gute Kor­re­la­ti­on der EStD zwi­schen dem Gehen auf dem Lauf­band und dem frei­en Gehen mit schnel­ler (0.66 s +/- 0.01) und mitt­le­rer Geschwin­dig­keit (0.75 s +/- 0.03). Beim Gehen mit lang­sa­mer Geschwin­dig­keit (1.17 s +/- 0.07) konn­te unab­hän­gig vom Pro­the­sen­fuß eine um bis zu 0.2 s schnel­le­re EStD beim frei­en Gehen beob­ach­tet wer­den. Dies lässt sich ver­mut­lich mit der inef­fi­zi­en­ten, lang­sa­men Geh­ge­schwin­dig­keit auf dem Lauf­band begrün­den 25. Die Abwei­chung der Mess­da­ten zur EStD auf dem Lauf­band und mit dem KMS liegt bei +/- 3 %.

Aus­wer­tung im Hin­blick auf den indi­vi­du­el­len Prothesenfuß

Die Aus­wer­tung zeigt, dass für eine Ver­gleich­bar­keit der Kraft- und Momen­ten­da­ten die Aus­rich­tung und exak­te Posi­tio­nie­rung des KMS rela­tiv zum Pro­the­sen­fuß genau (+/- 1 mm, +/- 0.3°) doku­men­tiert wer­den muss. Dabei konn­te wäh­rend der Ver­su­che ins­be­son­de­re das Nach­jus­tie­ren als im Nach­gang nur schwer nach­zu­voll­zie­hen­de Unge­nau­ig­keit iden­ti­fi­ziert wer­den. Als Hilfs­mit­tel wur­de somit ein zusätz­li­ches Hilfs­ge­rüst erstellt, das über Mess­li­nea­le und ausricht­bare Lini­en­la­ser sowie einen digi­ta­len Win­kel­mes­ser zur gewünsch­ten Genau­ig­keit ver­half. Die Mes­sung aller Geschwin­dig­keits­be­rei­che konn­te mit dem K2k-Fuß durch­ge­führt wer­den; die aus­ge­wer­te­ten Mess­da­ten sind in Abbil­dung 8 dar­ge­stellt. Es sei hier­bei ange­merkt, dass der Pro­band ins­be­son­de­re beim schnel­len Gehen Schwie­rig­kei­ten hat­te, die Mes­sung mit der gewünsch­ten Dau­er (> 3 min) durch­zu­füh­ren. Auf­fäl­lig ist die hohe Vari­anz des Dreh­mo­ments in der mitt­le­ren Stand­pha­se und der EStD sowie die Pro­gres­si­on der anterioren/posterioren Kraft bei allen Geschwindigkeiten.

Die His­to­gram­me der Mess­da­ten des K2m-Fußes (Abb. 9) zei­gen eine gerin­ge Vari­anz der EStD beim mitt­le­ren und schnel­len Gehen sowie eine Zunah­me der anterioren/posterioren Kräf­te bei höhe­ren Gehgeschwindigkeiten.

Die Mess­da­ten des ESAR-Fußes (Abb. 10) wei­sen die glei­che Ten­denz einer Zunah­me der anterioren/posterioren Kräf­te sowie einer gerin­ge­ren Vari­anz der EStD auf, wie sie sich bereits beim K2m-Fuß zeigte.

Zusam­men­ge­fasst lässt sich beob­ach­ten, dass bei den Pro­the­sen­fü­ßen mit fle­xi­blen Vor­fuß­fe­dern (K2m und ESAR) eine Abnah­me der ver­ti­ka­len Kraft (Fu2) von — 1 % bis — 4 % mit zuneh­men­der Geschwin­dig­keit von „nor­mal“ zu „schnell“ bei zugleich deut­lich zuneh­men­der (8 % bis 14 %) pos­te­ri­or wir­ken­der Kraft vor­liegt. Wei­ter­hin weist der K2k-Fuß das höchs­te Fer­sen­mo­ment sowie das gerings­te Vor­fuß­mo­ment auf. Die Pro­gres­si­on des Dreh­mo­ments und der anterioren/posterioren Kräf­te scheint bei den fle­xi­ble­ren Füßen (K2m und ESAR) har­mo­ni­scher als beim K2k-Fuß zu erfolgen.

Detail­lier­te Betrach­tung der Maxi­ma der KMS-Daten

Ein Vor­teil des mobil getra­ge­nen Mess­sys­tems besteht dar­in, dass das glei­che Mess­sys­tem im Pro­the­sen­auf­bau in unter­schied­li­chen Situa­tio­nen getra­gen wer­den kann und dabei die glei­che Mess­qua­li­tät auf­weist. Im hier vor­ge­stell­ten Fall soll­te mit Hil­fe der Daten der Unter­schied in der Kine­tik zwi­schen dem frei­en Gehen und dem Gehen auf dem Lauf­band auf­ge­zeigt wer­den. Dabei wer­den die Maxi­ma der Kraft (Fu1) beim Fer­sen­auf­tritt und nach der mitt­le­ren Stand­pha­se (Fu2) sowie die Mini­ma bzw. Maxi­ma der in anteriorer/posteriorer Rich­tung wir­ken­den Kräf­te (Ff1 und Ff2) betrach­tet. Wei­ter­hin wird das maxi­ma­le und das mini­ma­le Dreh­mo­ment (Mo1 und Mo2) aus­ge­wer­tet, das zumeist zu einem ande­ren Zeit­punkt auftritt.

Beim lang­sa­men Gehen ohne Schu­he kann beob­ach­tet wer­den, dass die ver­ti­ka­len Kräf­te in ihrem Mit­tel­wert zwi­schen Fu1 und Fu2 nur wenig von­ein­an­der abwei­chen (Abb. 11a). Hin­ge­gen kann beim nor­ma­len Gehen eine Abnah­me des zwei­ten Kraft­ma­xi­mums (Fu2) bei den fle­xi­ble­ren Füßen (K2m und ESAR) fest­ge­stellt wer­den (Abb. 11b). Im Ver­gleich dazu weist der K2k-Fuß eine Zunah­me (1 %) auf. Ana­log zum lang­sa­men Gehen weist der K2k-Fuß die höchs­te Abwei­chung vom Mit­tel­wert beim Maxi­mum der zwei­ten Kraft­spit­ze (Fu2) auf. Beim zügi­gen Gehen bzw. bei 1.44 m/s Lauf­band­ge­schwin­dig­keit kann der Trend der Abnah­me des zwei­ten Maxi­mums Fu2 wei­ter­ver­folgt wer­den (Abb. 11c). Das Kraft­maximum der Fer­se Fu1 liegt in einem ver­gleich­ba­ren Bereich zwi­schen allen Füßen.

Bei den anterioren/posterioren Kräf­ten (Abb. 12) kann beob­ach­tet wer­den, dass eine redu­zier­te brem­sen­de Kraft (Ff1) auf dem Lauf­band bei allen Füßen (- 22 % bis — 77 %) im Ver­gleich zum frei­en Gehen vor­liegt. Die­ser Effekt ver­stärkt sich mit abneh­men­der Geh­ge­schwin­dig­keit. Für den ESAR-Fuß kann beob­ach­tet wer­den, dass für die Geschwin­dig­kei­ten SSS, SSM und SSF im Ver­gleich zum K2m-Fuß für die hohe Geschwin­dig­keit die Ff2-Kraft abnimmt (+ 20 %, — 7 % und — 21 %). Im Ver­gleich zum K2k-Fuß fällt in allen Geschwin­dig­keits­be­rei­chen eine Reduk­ti­on der Ff2-Kraft auf (- 38 %, — 47 % und — 54 %). Zudem zeigt sich kei­ne rela­ti­ve Zunah­me der Kraft Ff2 beim K2m-Fuß von SSM zu SSF. Dies wur­de auch in den Anwen­der­kom­men­ta­ren geäu­ßert, wonach der K2m-Fuß zwar sehr kom­for­ta­bel beim lang­sa­men Gehen sei, jedoch für hohe Geschwin­dig­kei­ten zu weich erscheine.

Beim Knö­chel­mo­ment ist ein ähn­li­cher Effekt beim Gehen auf dem Lauf­band gegen­über dem frei­en Gehen zu beob­ach­ten: Das Dreh­mo­ment auf dem Lauf­band fällt bei lang­sa­me­ren Geschwin­dig­kei­ten grund­sätz­lich gerin­ger aus und nähert sich im Mit­tel­wert bei mitt­le­ren und hohen Geh­ge­schwin­dig­kei­ten dem frei­en Gehen an (Abb. 13).

Zusam­men­ge­fasst konn­te mit dem KMS der Unter­schied zwi­schen der Kine­tik auf dem Lauf­band und dem frei­en Gehen auf­ge­zeigt wer­den. Dar­über hin­aus konn­ten sowohl die Unter­schie­de in der Funk­ti­on ver­schie­de­ner Pro­the­sen bei Betrach­tung der spä­ten Stand­pha­se als auch die Unter­schie­de in der Varia­bi­li­tät bei Betrach­tung der Geschwin­dig­keits­be­rei­che auf­ge­zeigt werden.

Ver­gleich des Effekts von Schuhen

Zusätz­lich wur­den mit dem K2k- und dem ESAR-Fuß die Ver­su­che auf dem Lauf­band auch mit Schu­hen durch­ge­führt. Dabei wur­de es erfor­der­lich, den Pro­the­sen­fuß ent­spre­chend der Schuh­ab­satz­hö­he anzu­pas­sen. Die neue Aus­rich­tung des KMS wur­de wie­der­um doku­men­tiert und bei der Berech­nung der Kräf­te und Momen­te mit ein­be­zo­gen. Wie in Abbil­dung 14 dar­ge­stellt ver­hilft der Schuh beim K2k-Fuß zu einer deut­lich höhe­ren pos­te­ri­or gerich­te­ten Kraft (+ 59 % Ff2); die brem­sen­de Kraft (Ff1) auf der Fer­se bleibt unver­än­dert. Für den ESAR-Fuß kann die Ten­denz einer Abnah­me der Ff1-Kraft mit Schuh sowie nur eine gerin­ge Zunah­me bei den Zehen (+ 7 % Ff2) beob­ach­tet wer­den. Hin­ge­gen kann (Abb. 15) beim lang­sa­men Gehen beim K2k-Fuß im Ver­gleich zum ESAR-Fuß eine deut­lich gerin­ge­re Ände­rung des Dreh­mo­ments im Knö­chel beim Gehen ohne und mit Schu­hen fest­ge­stellt wer­den. Somit scheint der K2k-Fuß sich in sei­ner Mecha­nik trotz zusätz­li­cher Unter­stüt­zung durch die Schuh­soh­le nur gering­fü­gig in sei­nem Abroll­ver­hal­ten zu ver­än­dern. Beim fle­xi­ble­ren ESAR-Fuß kann hin­ge­gen beim lang­sa­men Gehen eine deut­li­che Abnah­me des Dreh­mo­ments auf dem Vor­fuß beob­ach­tet wer­den (-18 % Mo2). Die­ser Effekt kann bei schnel­lem Gehen nicht fest­ge­stellt wer­den. Das Dreh­mo­ment der Fer­se (Mo1) liegt wie­der­um im glei­chen Bereich für bei­de Gehgeschwindigkeiten.

Zusam­men­ge­fasst zeigt sich, dass der Schuh zwar einen Ein­fluss auf die Fuß­me­cha­nik hat, dies aber geh­ge­schwin­dig­keits­ab­hän­gig erscheint. Der Ein­fluss ist also fuß- und schuh­spe­zi­fisch und kann sich posi­tiv (hier höhe­re pos­te­ri­or gerich­te­te Kraft beim K2k-Fuß) auswirken.

Fazit und Ausblick

Mit­tels des KMS konn­te die unter­schied­li­che Funk­ti­on der drei ver­schie­de­nen Pro­the­sen­fü­ße in den drei Situa­tio­nen „bar­fuß“, „in Schu­hen beim frei­en Gehen“ und „auf dem Lauf­band“ nach­voll­zo­gen wer­den. Es konn­te wei­ter­hin die Wir­kung der Geh­ge­schwin­dig­keit auf die Kine­tik bei Betrach­tung der Fuß­funk­ti­on auf­ge­zeigt wer­den. Wei­ter­hin konn­te dar­ge­stellt wer­den, dass das Gehen auf dem Lauf­band zwar nur bedingt dem frei­en Gehen ent­spricht (Reduk­ti­on der ante­rio­ren Kraft Ff1), dass dabei jedoch ein ähn­li­ches Moment im Knö­chel­ge­lenk beim nor­ma­len und beim schnel­len Gehen vor­liegt. Letz­te­res ist ein Indi­ka­tor für eine gleich­ar­ti­ge Defor­ma­ti­on des Feder­sys­tems, also der Funk­ti­on der Pro­the­se. Bei Betrach­tung des Bar­fuß­ge­hens gegen­über dem Gehen mit Schu­hen zeigt sich wie­der­um, dass der Schuh die Pro­the­sen­funk­ti­on deut­lich beein­flus­sen kann (erhöh­te Ff2-Kraft beim K2k-Fuß) und dass – abhän­gig vom Pro­the­sen­fuß und des­sen Gestalt – die Schuh­wahl sich auf das Mess­ergeb­nis auswirkt.

Ins­be­son­de­re für die Betrach­tung des schnel­len Gehens (0.66 s EStD) erwie­sen sich die hohe Abtast­ra­te (600 Hz, 660 Daten­punk­te pro EStD) sowie die Genau­ig­keit des Mess­sys­tems als vor­teil­haft. Da die Daten bereits im beweg­li­chen Koor­di­na­ten­sys­tem des Pro­the­sen­beins vor­lie­gen, muss kei­ne Umrech­nung des Knö­chel­mo­ments erfol­gen. Durch die sta­tis­ti­sche Aus­wer­tung, die hohe Zahl der Schrit­te und deren Abwei­chung kön­nen prä­zi­se Aus­sa­gen zu Durch­schnitt und Abwei­chung davon getrof­fen wer­den. Feh­ler­an­fäl­lig in der Anwen­dung zeig­te sich hin­ge­gen der Aspekt, dass der Auf­bau sehr genau doku­men­tiert wer­den muss, damit eine Ver­gleich­bar­keit der Mess­da­ten her­ge­stellt wer­den kann.

Der zeit­li­che Auf­wand zum Ein­rich­ten des KMS ist gegen­über einem opti­schen Kame­ra­sys­tem deut­lich gerin­ger. Kom­mer­zi­ell erhält­li­che Sen­so­ren über­trifft der vor­ge­stell­te KMS mit sei­ner gerin­ge­ren Auf­bau­hö­he bei zugleich hoher Genau­ig­keit (+/- 1% FSO). Nach­tei­lig ist die exter­ne Daten­auf­zeich­nung per Ruck­sack, die eine Kabel­ver­bin­dung zum Sen­sor erfordert.

Mit der dar­ge­stell­ten Unter­su­chung kann gezeigt wer­den, dass die Anwen­dung des KMS in der Pra­xis auf­grund sei­ner Ergo­no­mie (Ein­bau- und Aus­rich­tungs­to­le­ran­zen) zwar kom­plex ist, jedoch detail­lier­te Ein­bli­cke in die Wech­sel­wir­kung von Pro­the­se und Anwen­der erlaubt. Der KMS-Sen­sor dient dabei eher zur Unter­maue­rung der Anwen­der­kom­men­ta­re (z. B. „Der Fuß rollt kon­trol­liert von der Fer­se auf die Zehen in allen Geh­ge­schwin­dig­kei­ten“) und lie­fert zusätz­lich zu tem­po­ra­len Daten z. B. von einem Lauf­band detail­lier­te Kine­tik­da­ten. Die aktu­el­len Gren­zen des Mess­sys­tems bestehen in der feh­len­den Infor­ma­ti­on über die Kör­per­ki­ne­ma­tik und die Kine­tik der Bein­ge­gen­sei­te. Unter der Annah­me, dass eine erhöh­te pos­te­ri­or wir­ken­de Kraft bei spä­ter Vor­fuß­be­las­tung mit einem hohen Knö­chel­dreh­mo­ment vor­liegt, kann auf eine erhöh­te Gangsym­me­trie und Balan­ce 26 27 geschlos­sen wer­den. Eine Unter­maue­rung die­ser Annah­me muss aller­dings in grö­ße­ren Vali­die­rungs­stu­di­en erfolgen.

Mobi­le Sen­sor­ein­le­ge­soh­len sowie Iner­ti­al­sen­so­ren wären geeig­net, zukünf­tig die feh­len­de Kör­per­ki­ne­ma­tik und Kine­tik zu ergän­zen, und wür­den somit einen umfas­sen­de­ren Ein­blick in die Pro­the­sen­funk­ti­on auch abseits des Bewe­gungs­la­bors erlauben.

Abschlie­ßend kann das hier vor­ge­stell­te Sen­sor­sys­tem als hilf­reich für Ent­wick­ler von Pro­the­sen­sys­te­men – z. B. bezüg­lich der dif­fe­ren­zier­ten Betrach­tung von Gang­pa­ra­me­tern im Hin­blick auf Gestal­tungs­pa­ra­me­ter – gewer­tet wer­den. Im kli­ni­schen All­tag kön­nen auf die­se Wei­se kom­ple­xe Zusam­men­hän­ge oder auch Vor­tei­le von Ver­sor­gun­gen dar­ge­legt wer­den, ohne über ein Bewe­gungs­la­bor ver­fü­gen zu müs­sen. Der zu erwar­ten­de Mehr­auf­wand des Ein- und Aus­baus sowie der Aus­wer­tung und Inter­pre­ta­ti­on der Mess­da­ten im kli­ni­schen All­tag bleibt abzuwägen.

Für die Autoren:
Felix Star­ker
Engi­neer
Bio­me­cha­ni­cal Solutions
Össur hf.
Grjót­hal­si 1
IS-110 Reykja­vík
Island
fstarker@ossur.com

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Zita­ti­on
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