Ein neu­ar­ti­ger Pro­the­sen­fuß für den Brei­ten­sport – ers­te Erfah­run­gen und Resul­ta­te bio­me­cha­ni­scher Tests

Ein­lei­tung

Die Ent­wick­lung von Pro­the­sen­fü­ßen für die All­tags­ver­sor­gung Bein­am­pu­tier­ter ist in den letz­ten Jah­ren durch eine ste­ti­ge Zunah­me der ver­füg­ba­ren Funk­tio­na­li­tä­ten gekenn­zeich­net. Ins­be­son­de­re die zuneh­men­de Nut­zung hydrau­li­scher Steue­run­gen der Knö­chel­be­we­gung und die Ent­wick­lung mikro­pro­zes­sor­ge­steu­er­ter Kon­zep­te leis­ten hier­für einen wesent­li­chen Bei­trag und ergän­zen die bewähr­ten kon­ven­tio­nel­len kon­struk­ti­ven Ideen.

Für den Bereich des Hoch­leis­tungs­sports, ins­be­son­de­re den leicht­ath­le­ti­schen Sprint, kann für den Zeit­raum der letz­ten 20 Jah­re eben­falls eine kon­ti­nu­ier­li­che und dyna­mi­sche Opti­mie­rung der Fuß­kon­zep­te kon­sta­tiert wer­den. Bei­spie­le hier­für sind die heu­te oft ver­wen­de­ten Ver­sio­nen der Cheetah-Fami­lie (Össur), der Cata­pult Run­ning (Free­dom Inno­va­tions) oder der 1E90 Sprin­ter (Otto­bock). Mit die­sen Pass­tei­len errei­chen die welt­bes­ten unter­schen­kel­am­pu­tier­ten Ath­le­ten mitt­ler­wei­le 100-Meter-Zei­ten weit unter­halb der 11-Sekun­den-Gren­ze ¹.

Die oft­mals auf den Hoch­leis­tungs­be­reich fokus­sier­te Ent­wick­lung der Sport­fü­ße führ­te auch dazu, dass spe­zi­fi­sche Füße für brei­ten­sport­li­che Akti­vi­tä­ten lan­ge nicht zur Ver­fü­gung stan­den. Somit konn­te dem zuneh­men­den Wunsch Bein­am­pu­tier­ter, sich im Rah­men der Reha­bi­li­ta­ti­on sport­lich zu betä­ti­gen, nur unzu­rei­chend ent­spro­chen wer­den. Als Behelfs­lö­sung für popu­lä­re Frei­zeit­sport­ak­ti­vi­tä­ten wie Lau­fen (Jog­gen), Ball­sport­ar­ten oder Rück­schlag­spie­le dien­te oft­mals die Nut­zung hoch­dy­na­mi­scher All­tags- oder Sprint­fü­ße. Ins­be­son­de­re Letz­te­re stell­ten durch die eigent­li­che Zweck­be­stim­mung für das Lau­fen mit maxi­ma­ler Geschwin­dig­keit auf­grund der feh­len­den Fer­se, der man­geln­den mehraxia­len Fle­xi­bi­li­tät oder der stei­fig­keits­be­ding­ten extre­men Rück­stell­kräf­te nur unbe­frie­di­gen­de Kom­pro­miss­lö­sun­gen dar.

In jüngs­ter Ver­gan­gen­heit sind ver­stärk­te Akti­vi­tä­ten ver­schie­de­ner Her­stel­ler zu beob­ach­ten, mit Neu­ent­wick­lun­gen die beschrie­be­ne Lücke im Pass­teil­an­ge­bot für den Brei­ten­sport zu schlie­ßen. In die­sem Kon­text wird im vor­lie­gen­den Bei­trag ein neu­ar­ti­ger Pro­the­sen­fuß für Sport­ak­ti­vi­tä­ten vor­ge­stellt. Im Mit­tel­punkt ste­hen dabei die Resul­ta­te ers­ter bio­me­cha­ni­scher Tests für das Lau­fen und für Grund­ele­men­te von Ball­sport­ar­ten und Rück­schlag­spie­len, die mit Unter­schen­kel­am­pu­tier­ten durch­ge­führt wur­den. Hier­mit soll die Eig­nung des neu­en Kon­zep­tes für die beschrie­be­nen Bewe­gungs­ab­läu­fe getes­tet werden.

Metho­den

Sport­pro­the­sen­fuß 1E95

Der in der Unter­su­chung zu tes­ten­de Sport­pro­the­sen­fuß ist der in Abbil­dung 1 dar­ge­stell­te 1E95 Chal­len­ger (Otto­bock, Deutsch­land). Die spe­zi­fi­sche Kon­tur der Haupt­fe­der (2) führt zu einer mini­ma­len Beweg­lich­keit ober­halb des Kur­ven­ra­di­us, wodurch die Sta­bi­li­tät des Feder­sys­tems unter­stützt wird. Der lang­ge­zo­ge­ne Teil der Haupt­fe­der unter­halb des Kur­ven­ra­di­us ist extrem fle­xi­bel – vor­teil­haft für die bei vie­len sport­li­chen Bewe­gungs­ab­läu­fen not­wen­di­gen Stoß­dämp­fungs- und Ener­gie­rück­ga­be­ef­fek­te. Durch die kon­struk­ti­ve Lösung von Basis­fe­der (3) und Fer­sen­keil (4) gelingt eine Ent­kopp­lung von Fer­sen- und Vor­fuß­be­reich. Hier­durch ver­bleibt die Boden­re­ak­ti­ons­kraft bei Fer­sen­auf­tritt im Rück­fuß­be­reich. Bei Beginn des Vor­fuß­kon­tak­tes ist somit die Haupt­fe­der zunächst weit­ge­hend unbe­las­tet, wodurch die elas­ti­schen Eigen­schaf­ten die­ses Ele­men­tes nach­fol­gend nahe­zu voll­stän­dig genutzt wer­den kön­nen. Eine Fuß­hül­le ist nicht erfor­der­lich. Durch das Vor­fuß­pols­ter (5) kann der Fuß mit allen nied­rig geschnit­te­nen Sport­schuh­va­ri­an­ten genutzt werden.

Pro­banden­grup­pe

An der Unter­su­chung nah­men 5 männ­li­che uni­la­te­ral Unter­schen­kel­am­pu­tier­te mit hohem Mobi­li­täts­grad teil, die ein star­kes Inter­es­se an sport­li­chen Akti­vi­tä­ten anga­ben und die­se bis­her mit dem jewei­li­gen All­tags­fuß aus­führ­ten. Die indi­vi­du­el­len Daten der Frei­zeit­sport­ler sind in Tabel­le 1 ange­ge­ben. Für Ver­gleichs­zwe­cke stan­den die Daten einer Grup­pe von 5 männ­li­chen neu­ro­lo­gisch und ortho­pä­disch gesun­den Per­so­nen zur Ver­fü­gung (25 ± 2 Jah­re, 76 ± 14 kg, 180 ± 8 cm). Die­se Per­so­nen absol­vie­ren in ihrer Frei­zeit 2 bis 3 durch­schnitt­lich 90-minü­ti­ge Trai­nings­ein­hei­ten pro Woche. Bei 3 Pro­ban­den ist die bevor­zug­te Sport­art das Lau­fen, jeweils ein Pro­band betreibt pri­mär Fuß­ball bzw. all­ge­mei­nes Fit­ness­trai­ning. Die­se Grup­pe wur­de unter iden­ti­schen Bedin­gun­gen wie die Unter­schen­kel­am­pu­tier­ten beim Lau­fen im Labor vermessen.

Mess­tech­nik

Die bio­me­cha­ni­schen Tests wur­den in einem Gang­la­bor durch­ge­führt, das eine 12 m lan­ge Lauf­stre­cke bie­tet. Die Kine­ma­tik der Bewe­gung wur­de mit einem opto­elek­tro­ni­schen Kame­ra­sys­tem (12 Boni­ta-Kame­ras, Vicon, Oxford, UK; Mess­fre­quenz 200 Hz) über die Ver­fol­gung von 17 pas­si­ven Mar­kern erfasst. Die­se wur­den gemäß einem frü­her beschrie­be­nen selbst ent­wi­ckel­ten Modell plat­ziert ². Die Mes­sung der Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te erfolg­te mit zwei in der Lauf­stre­cke inte­grier­ten Kraft­mess­plat­ten (9287A, Kist­ler, Win­ter­thur, CH; Mess­fre­quenz 1 kHz). Auf der Basis der kine­ma­ti­schen Daten und der Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te wur­den die exter­nen Gelenk­mo­men­te gemäß einem Algo­rith­mus berech­net, der eben­falls in einer frü­he­ren Arbeit beschrie­ben wur­de ³.

Ver­suchs­durch­füh­rung

Die getes­te­ten unter­schen­kel­am­pu­tier­ten Sport­ler hat­ten kei­ne Vor­er­fah­run­gen mit dem 1E95. Vor Beginn der Tests wur­de die­ser den Sport­lern vor­ge­stellt und der Inhalt der Unter­su­chung erläu­tert. Dann erfolg­te der Ein­bau des Sport­fu­ßes in die jewei­li­ge All­tags­pro­the­se ent­spre­chend der in einer Vor­un­ter­su­chung ermit­tel­ten bio­me­cha­nisch opti­mier­ten Auf­bau­vor­schrift ⁴. Gemäß die­ser ist der Fuß sowohl in Sagit­tal- als auch Fron­tal­ebe­ne ähn­lich wie All­tags­fü­ße ins Pro­the­sen­sys­tem des Unter­schen­kel­am­pu­tier­ten ein­zu­ord­nen ^{5 6}. Nach­fol­gend tes­te­ten die Sport­ler das Lau­fen mit dem Sys­tem ohne spe­zi­fi­sche Vor­ga­ben zwi­schen 30 und 60 Minu­ten. Die ers­ten Ver­su­che wur­den in einer natür­li­chen Situa­ti­on außer­halb des Labors absol­viert. Anschlie­ßend erfolg­te die Adapt­a­ti­on an die Bedin­gun­gen im Labor, was kei­ner­lei Pro­ble­me berei­te­te. Wäh­rend die­ser Test­pha­se wur­de die indi­vi­du­ell opti­ma­le Stei­fig­keit des Fer­sen­keils ermit­telt (sie­he Abb. 1). Nach Abschluss aller vor­be­rei­ten­den Akti­vi­tä­ten, einer Erho­lungs­pha­se von ca. 15 Minu­ten und der Prä­pa­rie­rung mit den Mess­mar­kern star­te­ten die Untersuchungen.

Lau­fen

Die Sport­ler lie­fen mit der Anwei­sung einer selbst­ge­wähl­ten Geschwin­dig­keit, die sub­jek­tiv dem Lau­fen in natür­li­cher Umge­bung ent­spre­chen soll­te, mehr­fach durch das Mess­vo­lu­men im Labor (Abb. 2). Dabei wur­den für Pro­the­sen und kon­tra­la­te­ra­le Sei­te zwi­schen 6 und 10 Ein­zel­ver­su­che auf­ge­zeich­net. Aus die­sen Wer­ten wur­den lauf­zy­klus­nor­mier­te Mit­tel­wer­te gebil­det und aus­ge­zeich­ne­te Peaks der bio­me­cha­ni­schen Para­me­ter selek­tiert. Für die­se Bewer­tungs­pa­ra­me­ter erfolg­te eine Prü­fung hin­sicht­lich signi­fi­kan­ter Unter­schie­de zwi­schen Pro­the­sen- und kon­tra­la­te­ra­ler Sei­te und zur Grup­pe der Nicht­am­pu­tier­ten mit dem U‑Test (Mann/Whitney). Dabei wur­de das Signi­fi­kanz­ni­veau auf p ≤ 0.05 fest­ge­setzt. Die Daten der Nicht­am­pu­tier­ten reprä­sen­tie­ren die Mit­tel­wer­te der Para­me­ter bei­der Extremitäten.

Ver­gleich: 1E95 und All­tags­fuß bei dif­fe­ren­ten Bewegungsabläufen

Der ein­zi­ge Sport­ler (Pro­band 5 aus Tabel­le 1), der angab, auch im All­tag regel­mä­ßig zu lau­fen, wur­de eben­falls mit dem All­tags­fuß 1C60 Tri­ton (Otto­bock) ana­log der oben beschrie­be­nen Wei­se ver­mes­sen. Dane­ben absol­vier­te die­ser Sport­ler ver­glei­chend mit bei­den Füßen Bewe­gungs­ab­läu­fe ande­rer Freizeitsport­aktivitäten, wor­auf er sich in der Vor­be­rei­tungs­pha­se eben­falls vor­be­rei­te­te. Unter die­sen ist eine soge­nann­te Cross­over-Step-Schritt­fol­ge für eine bio­me­cha­ni­sche Objek­ti­vie­rung gut geeig­net. Die­se reprä­sen­tiert Grund­ele­men­te einer gan­zen Rei­he von Sport­ar­ten (vor allem Ten­nis, Bad­min­ton, Squash, Hand- und Bas­ket­ball). In der Situa­ti­on im Labor hat der Sport­ler dabei die Auf­ga­be, sich aus einer Aus­gangs­stel­lung mit zwei schnel­len Schrit­ten pro­the­sen­sei­tig nach late­ral zu bewe­gen. Beim 3. Schritt wird die Kraft­mess­plat­te kon­tak­tiert und mit der Pro­the­se eine schnel­le Umkehr­be­we­gung in die Aus­gangs­stel­lung ein­ge­lei­tet. Die­ser Gesamt­zy­klus (Abb. 3 rechts) wird 15 Sekun­den lang wie­der­holt. Die Auf­ga­be besteht dar­in, mög­lichst vie­le Zyklen zu absol­vie­ren. Dabei wird jeweils die Umkehr­be­we­gung mit der Pro­the­se auf der Kraft­mess­plat­te gemes­sen (Abb. 3 links). Für bei­de Pro­the­sen­fü­ße wur­den 5 Ver­su­che die­ser Art durch­ge­führt. Eine fuß­ver­glei­chen­de Ana­ly­se wur­de anhand der Ver­su­che mit der höchs­ten erreich­ten Zyklen­an­zahl vorgenommen.

Der Sport­ler absol­vier­te den gesam­ten Mess­ab­lauf (Lau­fen und Cross­over-Step-Schritt­fol­ge) zunächst mit dem 1E95. Nach einer 30-minü­ti­gen Pau­se wur­de die Pro­ze­dur mit dem All­tags­fuß wiederholt.

Resul­ta­te

Lau­fen

Die unter­schen­kel­am­pu­tier­ten Sport­ler lie­fen mit einer im Ver­gleich zu den Gesun­den nur mini­mal gerin­ge­ren mitt­le­ren Geschwin­dig­keit (2.9 (Stan­dard­ab­wei­chung: 0.1) m/s vs. 3.0 (0.1) m/s). Die Schritt­län­gen waren eben­falls nur ten­den­zi­ell – ohne signi­fi­kan­ten Beleg – ver­rin­gert (Pro­the­sen­sei­te ℗: 1.12 (0.07) m, kon­tra­la­te­ra­le Sei­te (K): 1.08 (0.09) m, Gesun­de (G): 1.15 (0.08) m). Die mitt­le­re Ver­ti­kal­kom­po­nen­te der Boden­re­ak­ti­ons­kraft der unter­schen­kel­am­pu­tier­ten Sport­ler ähnelt den Mess­wer­ten der gesun­den Grup­pe mit nicht­si­gni­fi­kant unter­schied­li­chen Maxi­mal­wer­ten von 256 (44) % BW ℗, 265 (37) %  BW (K) und250(43)%  BW(G). Dabei wer­den mit 1E95 ver­gleichs­wei­se hohe Wer­te im letz­ten Teil der Stütz­pha­se gemes­sen (Abb. 4). Die mitt­le­re Hori­zon­tal­kraft­kom­po­nen­te der kon­tra­la­te­ra­len Sei­te der unter­schen­kel­am­pu­tier­ten Sport­ler ähnelt der der Nicht­am­pu­tier­ten (Abb. 4). In der pro­the­sen­sei­ti­gen Stütz­pha­se (lauf­spe­zi­fi­scher Ter­mi­nus, der der vom Gehen bekann­ten Bezeich­nung „Stand­pha­se“ ent­spricht) wer­den signi­fi­kant ver­rin­ger­te hori­zon­ta­le Kräf­te gemes­sen. Dies betrifft sowohl das brem­send wir­ken­de Mini­mum (–15 (4) % BW vs. –29 (7) % BW (K) und –23 (7) % BW (G)) als auch das beschleu­ni­gend wir­ken­de Maxi­mum (17 (7) %  BW vs. 26 (6) % BW (K) und 29 (5) % BW (G)). Die aus den Hori­zon­tal­kräf­ten berech­ne­ten mitt­le­ren Quo­ti­en­ten aus Brem­sund Beschleu­ni­gungs­im­puls zei­gen mit einem Wert von 0.73 (0.29) beim Stütz mit dem Sport­fuß einen effi­zi­en­te­ren Wert im Ver­gleich mit dem kon­tra­la­te­ra­len Boden­kon­takt (0.85 (0.38)) an. Der Wert der gesun­den Grup­pe beträgt hier 0.58 (0.16).

Die Para­me­ter des Knö­chel­ge­lenks sind für die kon­tra­la­te­ra­le Sei­te der unter­schen­kel­am­pu­tier­ten Sport­ler und die Gesun­den erneut ähn­lich (Abb. 5a und b). Mit dem Sport­fuß wird nach Stütz­be­ginn kei­ne initia­le Plant­ar­fle­xi­on aus­ge­führt, son­dern sofort eine exten­si­ve Dor­sal­ex­ten­si­on ein­ge­lei­tet. Deren Ampli­tu­de ist mit 23 (3)° ver­gli­chen mit der kon­tra­la­te­ra­len Sei­te (13 (5)°) und den Gesun­den (15 (5)°) signi­fi­kant ver­grö­ßert. Am Knö­chel­ge­lenk (kon­struk­tiv bedingt anzu­neh­men auf der Haupt­fe­der ca. 8 cm vor deren dor­sa­lem Ende) wird in der Mit­te der Stütz­pha­se das höchs­te mitt­le­re Maxi­mal­mo­ment gemes­sen (2.8 (0.3) Nm/kg vs. 2.4 (0.2) Nm/kg (K) und 2.6 (0.1) Nm/kg (G)). Hier­bei ist die Dif­fe­renz zur kon­tra­la­te­ra­len Sei­te signifikant.

Die bio­me­cha­ni­schen Para­me­ter der pro­xi­ma­len Gelen­ke der unte­ren Extre­mi­tät offen­ba­ren bei den durch­ge­führ­ten Ver­glei­chen nur gerin­ge Dif­fe­ren­zen. Aus­ge­nom­men hier­von ist ledig­lich das am pro­the­sen­sei­ti­gen Knie­ge­lenk wir­ken­de Fle­xi­ons­mo­ment (Abb. 5c und d). Die­ses ist beim Boden­kon­takt mit der Pro­the­se signi­fi­kant ver­rin­gert (–1.5 (0.6) Nm/kg vs. –2.5 (0.5) Nm/kg (K) und –2.3 (0.5) Nm/kg (G)). Gene­rell füh­ren die unter­schen­kel­am­pu­tier­ten Sport­ler in der Stütz­pha­se mit bei­den Knie­ge­len­ken eine lauf­ty­pi­sche Fle­xi­ons-Exten­si­ons-Bewe­gung aus; die Gelen­ke sind dabei zu Beginn des Boden­kon­tak­tes im Mit­tel mit Wer­ten zwi­schen 5 und 8° etwas stär­ker als beim Gehen „vor­flek­tiert“.

Ver­gleich: 1E95 und All­tags­fuß bei dif­fe­ren­ten Bewegungsabläufen

Bei der Unter­su­chung des Lau­fens lief der Sport­ler mit dem 1E95 im Ver­gleich mit dem All­tags­fuß mit einer etwas grö­ße­ren Geschwin­dig­keit (3.1 vs. 2.9 m/s) und höhe­ren Schritt­län­gen (1.20 vs. 1.10 m ℗ und 1.20 vs. 1.18 m (K)). Die Stütz­zei­ten unter­schie­den sich nur gering­fü­gig (0.27 vs. 0.26 s ℗ und 0.30 vs. 0.29 s (K)). Die gemes­se­nen Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te wei­sen mar­kan­te quan­ti­ta­ti­ve und struk­tu­rel­le Dif­fe­ren­zen auf (Abb. 6). Das Maxi­mum der Ver­ti­kal­kom­po­nen­te ist mit dem 1E95 deut­lich höher (291 vs. 257 % BW) und erreicht knapp das Drei­fa­che des Kör­per­ge­wichts. Zudem ist der Kur­ven­ver­lauf mit dem Sport­fuß deut­lich har­mo­ni­scher und nicht „zwei­gipf­lig“. Die Hori­zon­tal­kom­po­nen­te zeigt bei 1E95 redu­zier­te maxi­ma­le Brems- (–12 vs. –28 % BW) und erhöh­te Beschleu­ni­gungs­kräf­te (19 vs. 13 % BW).

Für das Ver­hält­nis von Brems- zu Beschleu­ni­gungs­stoß wur­de für 1E95 ein stark redu­zier­ter Wert im Ver­gleich mit dem All­tags­fuß errech­net (0.40 vs. 1.95). Dies ist als Indi­ka­tor für eine deut­lich effi­zi­en­te­re Stütz­pha­se mit dem Sport­fuß zu wer­ten. Am Knö­chel­ge­lenk ist bei Stütz­be­ginn auf­fäl­lig, dass mit dem All­tags­fuß zunächst eine gering­fü­gi­ge Plant­ar­fle­xi­on ein­ge­lei­tet wird, die mit dem Sport­fuß nicht mess­bar ist. Im wei­te­ren Ver­lauf wird mit 1E95 eine aus­ge­präg­te Dor­sal­ex­ten­si­on von ca. 23° aus­ge­führt (All­tags­fuß: 20°). Der Maxi­mal­wert des am Knö­chel­ge­lenk wir­ken­den Moments ist mit dem Sport­fuß deut­lich höher (2.8 vs. 2.4 Nm/kg, Abb. 7a und b) Für die pro­xi­ma­len Gelen­ke zei­gen sich gering­fü­gi­ge­re Dif­fe­ren­zen im Fuß­ver­gleich. Aus­ge­nom­men davon ist ein etwas stär­ke­rer knie­ex­ten­die­ren­der Effekt gegen Ende der Stütz­pha­se mit 1E95 (Abb. 7c und d).

Bei der getes­te­ten Cross­over-Step-Schritt­fol­ge war der Sport­ler in der Lage, inner­halb des 15-Sekun­den-Tests mit dem Sport­fuß 6 kom­plet­te Zyklen zu absol­vie­ren, mit dem All­tags­fuß zwi­schen 5 und 6. Exem­pla­risch sind in Abbil­dung 8 die ver­ti­ka­le und die medio­la­te­ra­le Kom­po­nen­te der Boden­re­ak­ti­ons­kraft für zwei Umkehr­be­we­gun­gen (3. und 4. Kon­takt des 15-Sekun­den-Tests) auf der Kraft­mess­plat­te dar­ge­stellt (Abb. 3). Mit bei­den Füßen ist dabei ein „initia­ler Kon­takt­peak“ messbar.

Gene­rell zei­gen sich beim Fuß­ver­gleich mar­kan­te Dif­fe­ren­zen bezüg­lich der Dyna­mik der Bewe­gung. Die Zyklus­zeit (Peri­ode zwi­schen dem Beginn zwei­er Umkehr­be­we­gun­gen) ist mit dem Sport­fuß deut­lich ver­rin­gert (Mit­tel­wert der 6 Kon­tak­te: 2.33 vs. 2.52 s). Glei­ches trifft auf die Stütz­zeit zu (0.40 vs. 0.49 s). Auf­grund der höhe­ren mög­li­chen Bewe­gungs­ge­schwin­dig­kei­ten wer­den mit 1E95 deut­lich höhe­re Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te gemes­sen, die sich auch struk­tu­rell unter­schei­den. Dies gilt für die dem „initia­len Kon­takt­peak“ nach­fol­gen­den Maxi­mal­wer­te der ver­ti­ka­len (1590 vs. 1293 N) und der medio­la­te­ra­len (691 vs. 569 N) Kom­po­nen­te. Zudem sind die mit dem All­tags­fuß sicht­ba­ren Unste­tig­kei­ten („Buckel­bil­dung“ im letz­ten Teil des Stüt­zes) mit dem 1E95 nicht messbar.

Dis­kus­si­on

Für das bei den Tests im Labor zunächst schwer­punkt­mä­ßig unter­such­te Lau­fen wur­den Geschwin­dig­kei­ten zwi­schen 2.9 und 3.1 m/s ermit­telt. Dies ent­spricht „Kilo­me­ter­zei­ten“ zwi­schen 5:45 und 5:22 Minu­ten und zeigt, dass das brei­ten­sport­li­che Lau­fen auch unter den spe­zi­fi­schen Bedin­gun­gen des Labors mit der limi­tier­ten Lauf­stre­cke weit­ge­hend rea­li­täts­nah aus­ge­führt und ver­mes­sen wer­den kann ⁷. Die gering­fü­gi­gen Geschwin­dig­keits­un­ter­schie­de las­sen zudem einen direk­ten Ver­gleich der bio­me­cha­ni­schen Para­me­ter zwi­schen den unter­such­ten Situa­tio­nen zu.

Die Tests zum Lau­fen bestä­ti­gen, dass unter­schen­kel­am­pu­tier­te Sport­ler die­se Akti­vi­tät im Ver­gleich mit Nicht­am­pu­tier­ten auch ohne eine grund­le­gen­de Ände­rung der Moto­rik aus­füh­ren kön­nen. Die Moto­rik des Lau­fens Nicht­am­pu­tier­ter ist in bio­me­cha­ni­schen Ana­ly­sen nach­voll­zieh­bar doku­men­tiert ^{8 9 10}. Die bio­me­cha­ni­schen Para­me­ter der kon­tra­la­te­ra­len Extre­mi­tät ähneln ohne Aus­nah­me dhtt­penen der Nichtamputierten.

Die ampu­ta­ti­ons­be­ding­ten Funk­ti­ons­aus­fäl­le der pro­the­ti­schen Extre­mi­tät Unter­schen­kel­am­pu­tier­ter erfor­dern ins­be­son­de­re einen künst­li­chen Ersatz der Funk­ti­on der sprung­ge­len­küber­grei­fen­den Mus­ku­la­tur. Prin­zi­pi­ell ist dies auch mit All­tags­fü­ßen mög­lich. Frü­he­re Stu­di­en zum Lau­fen Unter­schen­kel­am­pu­tier­ter mit All­tags­fü­ßen doku­men­tie­ren als wesent­li­che pro­the­sen­sei­ti­ge bio­me­cha­ni­sche Cha­rak­te­ris­ti­ken – neben der unver­meid­lich geän­der­ten Knö­chel­be­we­gung – eine ver­gleichs­wei­se inef­fi­zi­en­te Stütz­pha­se (rela­tiv star­ke Brems­ef­fek­te), eine leicht ein­ge­schränk­te Knief­le­xi­on und dras­tisch redu­zier­te Knief­le­xi­ons­mo­men­te ^{11 12 13 14}.

Die hier vor­ge­stell­ten Mes­sun­gen zei­gen, dass das Kon­zept des 1E95-Sport­fu­ßes die­se Limi­tie­run­gen teil­wei­se deut­lich redu­ziert. Dies ist beleg­bar mit den Mit­tel­wer­ten der hier unter­such­ten Grup­pe im Ver­gleich mit den Resul­ta­ten einer frü­he­ren Stu­die mit 6 mit einem Flex­Foot ver­sorg­ten Sport­lern ¹⁵. Bestä­tigt wird dies auch mit dem hier dar­ge­stell­ten Ein­zel­ver­gleich zwi­schen 1E95 und All­tags­fuß. Das neu kon­zi­pier­te Fer­sen­ver­hal­ten und die elas­ti­schen Eigen­schaf­ten der Haupt­fe­der füh­ren zu einem extrem ver­bes­ser­ten Ver­hält­nis zwi­schen brem­sen­den und beschleu­ni­gen­den Effek­ten. Die Abstoß­pha­se wird wirk­sam unter­stützt, wodurch ins­be­son­de­re die feh­len­de Funk­ti­on der Plant­ar­flex­o­ren bes­ser als bis­her ersetzt wird. Das neu­ar­ti­ge Fer­sen­ver­hal­ten mit einer aus­ge­präg­ten Dor­sal­ex­ten­si­on för­dert eine nähe­rungs­wei­se natür­li­che Knief­le­xi­on unter Belas­tung. Die für Unter­schen­kel­am­pu­tier­te typi­sche Reduk­ti­on des knief­lek­tie­ren­den Moments fällt im Ver­gleich zu den mit Flex­Foot-Pro­the­sen­fü­ßen beim Lau­fen gemes­se­nen Wer­ten ¹⁶ deut­lich gerin­ger aus.

Der grund­sätz­li­che Effekt der Reduk­ti­on der Knief­le­xi­ons­mo­men­te spie­gelt mög­li­cher­wei­se auch eine spe­zi­fi­sche Adapt­a­ti­on an die Situa­ti­on nach Unter­schen­kel­am­pu­ta­ti­on wider, die in frü­he­ren Stu­di­en nach­ge­wie­sen wur­de. Gemäß die­sen Unter­su­chun­gen kor­re­liert die unter Belas­tung beim Gehen eben­falls mess­ba­re Reduk­ti­on der Momen­te mit redu­zier­ten Mus­kel­quer­schnit­ten ¹⁷ und redu­zier­ten Mus­kel­kräf­ten ¹⁸ der pro­the­sen­sei­ti­gen Knie­ex­ten­so­ren. In die­sem Sin­ne könn­te die kon­struk­tiv beding­te Nor­ma­li­sie­rung der Knie­be­las­tung durch den 1E95 auch einen posi­ti­ven the­ra­peu­ti­schen Effekt haben, da ver­grö­ßer­te Knief­le­xi­ons­mo­men­te ver­stärk­te kom­pen­sa­to­ri­sche Akti­vi­tä­ten der Exten­so­ren erfor­dern. Es erscheint plau­si­bel, dass die­ser Effekt somit auch zu einer Kräf­ti­gung die­ser bei Unter­schen­kel­am­pu­tier­ten gene­rell etwas geschwäch­ten Mus­kel­grup­pe bei­tra­gen kann ^{19 20}.

Die Resul­ta­te der neben dem Lau­fen exem­pla­risch unter­such­ten Bewe­gungs­ab­läu­fe las­sen dar­auf schlie­ßen, dass sich der 1E95 auch für ande­re Frei­zeit­sport­ak­ti­vi­tä­ten bes­ser eig­net als die bis­her benutz­ten All­tags­fü­ße. Aus ers­ten Erfah­run­gen im Rah­men von Feld­tests berich­te­ten 20 Nut­zer mehr­heit­lich von einem hohen Maß an Sta­bi­li­tät bei gleich­zei­tig spür­bar erhöh­ter „Dyna­mik“. Die­se Effek­te sind inter­pre­tier­bar als Resul­ta­te des neu­ar­ti­gen Fer­sen­ver­hal­tens und der kon­struk­ti­ven Gestal­tung der Haupt­fe­der und soll­ten sich als beson­ders vor­teil­haft erwei­sen, wenn der Sport­fuß bei Ball­sport­ar­ten oder Rück­schlag­spie­len genutzt wird (Abb. 9). Im Rah­men die­ser Unter­su­chung ist dies mit den Dyna­mo­gram­men der Umkehr­be­we­gun­gen der Cross­over-Step-Schritt­fol­ge mess­tech­nisch nach­voll­zieh­bar (ver­kürz­te Stütz­zei­ten, erhöh­te Maxi­mal­kräf­te und „har­mo­ni­sche­re“ Kur­ven­ver­läu­fe mit 1E95).

Zusam­men­fas­send ist fest­zu­hal­ten, dass der hier vor­ge­stell­te Sport­pro­the­sen­fuß erwei­ter­te Mög­lich­kei­ten im frei­zeit­sport­li­chen Bereich bie­tet. Bis­he­ri­ge prin­zi­pi­el­le Limi­tie­run­gen bei der Nut­zung von All­tags­fü­ßen im Ver­gleich mit den Bewe­gungs­mus­tern Nicht­am­pu­tier­ter wer­den bei gleich­zei­tig phy­sio­lo­gi­sche­rer Belas­tung des Bewe­gungs­ap­pa­rats redu­ziert. Der Ein­satz des Fußes ist dabei nicht auf den Bereich der Unter­schen­kel­am­pu­ta­ti­on beschränkt: In Kom­bi­na­ti­on mit einem mecha­tro­ni­schen Pro­the­senknie­ge­lenk mit inte­grier­ter Stand­pha­sen­beu­ge­si­che­rung ist der Ein­satz auch im Frei­zeit­sport Ober­schen­kel­am­pu­tier­ter denk­bar. Ent­spre­chen­de Tests hier­zu sind geplant.

Für die Autoren:
Dr. Tho­mas Schmalz
Otto­bock Health­ca­re GmbH
Bereich Forschung/Biomechanik
Her­mann-Rein-Stra­ße 2a
37075 Göt­tin­gen
schmalz@ottobock.de

Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

1. Tomi­na­ga S, Saku­ra­ba K, Usui F. The effects of chan­ges in the sagit­tal pla­ne ali­gnment of run­ning-spe­ci­fic trans­ti­bi­al pro­s­the­ses on ground reac­tion forces. J Phys Ther Sci, 2015; 27: 1347–1351
2. Tomi­na­ga S, Saku­ra­ba K, Usui F. The effects of chan­ges in the sagit­tal pla­ne ali­gnment of run­ning-spe­ci­fic trans­ti­bi­al pro­s­the­ses on ground reac­tion forces. J Phys Ther Sci, 2015; 27: 1347–1351
3. Schmalz T, Blu­men­tritt S, Dre­witz H, Fres­lier M. The influence of sole wed­ges on fron­tal pla­ne knee kine­tics, in iso­la­ti­on and in com­bi­na­ti­on with repre­sen­ta­ti­ve rigid and semi-rigid ank­le-foot-ort­ho­ses. Cli­ni­cal Bio­me­cha­nics, 2006; 21 (6): 255–263
4. Sot­tong J. Bio­me­cha­ni­sche Ana­ly­se des Lau­fens von Unter­schen­kel­am­pu­tier­ten: Ablei­tung einer Auf­bau­richt­li­nie für einen inno­va­ti­ven Sport­pro­the­sen­fuß. Mas­ter The­sis, Deut­sche Sport­hoch­schu­le Köln, 2016
5. Otto­bock Health­ca­re GmbH. Ali­gnment Recom­men­da­ti­ons for TT Modu­lar Lower Limb Pro­s­the­ses. http://professionals.ottobock.es/cps/ rde/xbcr/ob_es_es/646F336-EN-01–1205w.pdf (Zugriff am 04.05.2016)
6. Blu­men­tritt S. Auf­bau von Unter­schen­kel­pro­the­sen mit­tels LASAR Pos­tu­re. Ortho­pä­die Tech­nik, 1998; 49 (12): 938–945
7. Cava­nagh P. Bio­me­cha­nics of distance run­ning. Cham­paign: Human Kine­tics, 1990
8. Cava­nagh P. Bio­me­cha­nics of distance run­ning. Cham­paign: Human Kine­tics, 1990
9. Novach­eck T. The bio­me­cha­nics of run­ning. Gait Pos­tu­re, 1998; 7: 77–95
10. Wank V, Frick U, Schmidt­blei­cher D. Ver­glei­chen­de Betrach­tung der Bewe­gungs­mus­ter beim Lau­fen auf dem Lauf­band und auf der Bahn. Leis­tungs­sport, 1998; 28 (1): 48–53
11. San­der­son D, Mar­tin P. Joint kine­tics in uni­la­te­ral below-knee ampu­tee pati­ents during run­ning. Arch Phys Med Reha­bil, 1996; 77: 1279–1285
12. Mil­ler D. Resul­tant lower extre­mi­ty joint moments in below-knee ampu­tees during run­ning stance. J Bio­mech, 1987; 20 (5): 529–541
13. Czer­niecki J, Git­ter A, Mun­ro C. Joint moment and mus­cle power out­put cha­rac­te­ristics of below knee ampu­tees during run­ning: The influence of ener­gy sto­ring pro­sthe­tic feet. J Bio­mech, 1991; 24 (1): 63–75
14. Eno­ka R, Mil­ler D, Bur­gess E. Below knee ampu­tee run­ning gait. Am J Phys Med, 1982; 61 (2): 66–84
15. San­der­son D, Mar­tin P. Joint kine­tics in uni­la­te­ral below-knee ampu­tee pati­ents during run­ning. Arch Phys Med Reha­bil, 1996; 77: 1279–1285
16. Wank V, Frick U, Schmidt­blei­cher D. Ver­glei­chen­de Betrach­tung der Bewe­gungs­mus­ter beim Lau­fen auf dem Lauf­band und auf der Bahn. Leis­tungs­sport, 1998; 28 (1): 48–53
17. Schmalz T, Blu­men­tritt S, Rei­mers C. Sel­ec­ti­ve thigh mus­cle atro­phy in trans-tibi­al ampu­tees: an ultra­so­no­gra­phic stu­dy. Arch Orthop Trau­ma Surg, 2001; 121: 307–312
18. Ren­ström P, Grim­by G, Lars­son E. Thigh mus­cle strength in below­k­nee ampu­tees. Scand J Reha­bil Med Sup­pl, 1983; 9: 163–173
19. Schmalz T, Blu­men­tritt S, Rei­mers C. Sel­ec­ti­ve thigh mus­cle atro­phy in trans-tibi­al ampu­tees: an ultra­so­no­gra­phic stu­dy. Arch Orthop Trau­ma Surg, 2001; 121: 307–312
20. Blu­men­tritt S, Schmalz T, Jarasch R. Die Bedeu­tung des sta­ti­schen Pro­the­sen­auf­baus für das Ste­hen und Gehen des Unter­schen­kel­am­pu­tier­ten. Ortho­pä­de, 2001; 30: 161–168