Ein­fluss der Stumpf­län­ge Ober­schen­kel­am­pu­tier­ter auf bio­me­cha­ni­sche und meta­bo­li­sche Gangparameter

T. Schmalz, M. Bellmann, J. Braun, S. Blumentritt
Im Beitrag werden biomechanische und metabolische Parameter des ebenen Gehens einer Gruppe Oberschenkelamputierter kurzer Stumpflängen (n = 10; Stumpflänge kleiner als ein Drittel der Länge des kontralateralen Oberschenkelsegments) mit denen einer Gruppe mittlerer und langer Stümpfe (n = 8) verglichen. Die kurze Stumpflänge führt zu einer Veränderung der Gangmotorik, die sich am deutlichsten in einer durchgängig gestreckteren Position des prothesenseitigen Oberschenkelsegmentes und einer Reduktion des generierten Hüftmomentes manifestiert. Der metabolische Energieverbrauch ist mit kurzem Stumpf durchschnittlich um ca. 15 % erhöht. Die Messdaten belegen, dass die Funktion des von allen Amputierten genutzten Prothesenkniegelenks (C­Leg) unabhängig von der Stumpflänge vollständig gegeben ist. Die muskelphysiologischen und biomechanischen Hintergründe der ermittelten Stumpflängenabhängigkeiten werden diskutiert.

Ein­lei­tung

Auf­grund bedeu­ten­der Wei­ter­ent­wick­lun­gen im Bereich der Pro­the­sen­pas­s­tei­le und der Erar­bei­tung wis­sen­schaft­lich fun­dier­ter Vor­schrif­ten für den Pro­the­sen­auf­bau 1 2 ist es heu­te mög­lich, Bein­am­pu­tier­te mit funk­tio­nell hoch­wer­ti­gen Pro­the­sen zu ver­sor­gen. Neben den Pas­s­teil­ei­gen­schaf­ten und dem Pro­the­sen­auf­bau beein­flusst bekann­ter­ma­ßen die Stumpf­kon­sti­tu­ti­on die funk­tio­nel­le Leis­tungs­fä­hig­keit des Ober­schen­kel­am­pu­tier­ten. Ein bedeut­sa­mer Fak­tor ist hier­bei die Stumpf­län­ge, da eine zuneh­men­de Ver­kür­zung des Stumpf­seg­men­tes mit dem zuneh­men­den funk­tio­nel­len Aus­fall von Mus­kel­grup­pen kor­re­liert, was zu typi­schen mus­ku­lä­ren Ungleich­ge­wichts­zu­stän­den führt, die in der Lite­ra­tur aus­führ­lich beschrie­ben sind u. a. 3. Neben die­sem mus­kel­phy­sio­lo­gi­schen Pro­blem stellt eine abneh­men­de Stumpf­län­ge eben­falls eine zuneh­men­de Her­aus­for­de­rung an eine fach­ge­rech­te Schaft­ver­sor­gung dar. Ins­be­son­de­re kommt es bei kur­zen Stümp­fen durch die ver­min­der­te Weich­teil­ober­flä­che zu einer Redu­zie­rung der Kon­takt­flä­che zwi­schen Stumpf und Schaft, wodurch sich die Mög­lich­kei­ten der Kraft­über­tra­gung und damit der akti­ven Steue­rung der Pro­the­se verringern.

Anzei­ge

Im All­ge­mei­nen wird davon aus­ge­gan­gen, dass die beschrie­be­nen Pro­ble­me ab einer Stumpf­län­ge, die weni­ger als etwa ein Drit­tel der Län­ge des natür­li­chen Ober­schen­kel­seg­men­tes beträgt, bei der Ver­sor­gung beson­ders berück­sich­tigt wer­den müs­sen 4 5. Außer ver­ein­zel­ten Berich­ten zu mög­li­chen Wech­sel­wir­kun­gen zwi­schen Stumpf­län­ge und Eigen­schaf­ten der Pro­the­sen­knie­ge­len­ke 6 sind in der inter­na­tio­na­len Lite­ra­tur jedoch kaum Hin­wei­se zu fin­den, wie sich die mus­kel­phy­sio­lo­gi­schen Ungleich­ge­wich­te, die geän­der­ten Hebel­ver­hält­nis­se kur­zer trans­fe­mo­ra­ler Stümp­fe sowie die Beson­der­hei­ten der Schaft­ge­stal­tung auf bio­me­cha­ni­sche und meta­bo­li­sche Para­me­ter des Gehens aus­wir­ken. Da die Kennt­nis ent­spre­chen­der Zusam­men­hän­ge wei­te­re Opti­mie­rungs­mög­lich­kei­ten der Ver­sor­gungs­qua­li­tät erwar­ten lässt, wird mit der vor­lie­gen­den Stu­die ein Bei­trag zur Redu­zie­rung die­ses Defi­zits geleis­tet. Zu die­sem Zweck wird eine Grup­pe Ober­schen­kel­am­pu­tier­ter mit kur­zem trans­fe­mo­ra­lem Stumpf (Abb. 1) beim eben­erdi­gen Gehen in drei ver­schie­de­nen Geschwin­dig­keits­be­rei­chen gang­ana­ly­tisch unter­sucht. Zusätz­lich wer­den meta­bo­li­sche Para­me­ter des Gehens mit Hil­fe eines Lauf­band-Tests ermit­telt. Zur Selek­ti­on kur­zer trans­fe­mo­ra­ler Stumpf­län­gen wird die Defi­ni­ti­on der Bun­des­fach­schu­le für Ortho­pä­die-Tech­nik (BUFA-Kon­ven­ti­on) genutzt 7. Nach die­ser sind femo­ra­le Stumpf­län­gen, die klei­ner als 33 % der Län­ge des kon­tralate­ra­len Ober­schen­kel­seg­men­tes sind, als „kurz“ zu dekla­rie­ren (Abb. 2).

Metho­den

Pati­en­ten

Ins­ge­samt wur­den 10 Ober­schen­kel­am­pu­tier­te (7 m, 3 w), deren Stumpf­län­ge nach der sub­jek­ti­ven Ein­schät­zung der ver­sor­gen­den Ortho­pä­die-Tech­ni­ker gemäß 8 als „kurz“ ein­zu­schät­zen ist, unter­sucht. Dabei sind 9 der 10 Pati­en­ten im All­tag mit dem C‑Leg-Knie­ge­lenk­sys­tem (Otto­bock) ver­sorgt. Ein Pati­ent nutzt das 3R80-Knie­ge­lenk (Otto­bock), ver­fügt aber aus umfang­rei­chen Tests über Erfah­run­gen mit dem C‑Leg. Zum Ver­gleich wur­den die Daten einer ande­ren Pati­en­ten­grup­pe (n = 8, 6 m, 2 w) mit mitt­le­ren bis lan­gen Pro­the­sen­stümp­fen, die alle akti­ve Nut­zer des C‑Leg sind, her­an­ge­zo­gen. Die­se Grup­pe hat­te in einer vor­her­ge­hen­den Unter­su­chung eine iden­ti­sche Test­rei­he absol­viert 9. Die wich­tigs­ten Pati­en­ten­da­ten sind in Tabel­le 1 zusam­men­ge­fasst (Pro­banden­grup­pe mit kur­zem Stumpf: KSTG, Pro­banden­grup­pe mit mitt­le­rem bis lan­gem Stumpf: NSTG).

Bestim­mung der Stumpflängen

Bei allen Ampu­tier­ten wur­de die Län­ge des Ober­schen­kel­stump­fes gemäß BUFA-Kon­ven­ti­on als Distanz zwi­schen Tuber ossis ischii und Femu­ren­de im Ste­hen bestimmt. Hier bei kam ein spe­zi­el­ler Stumpf­län­gen-Mess­schie­ber zur Anwen­dung, des­sen ana­to­misch geform­tes Ende direkt unter dem Tuber ossis ischii und der Schie­ber selbst am Femu­ren­de zu plat­zie­ren ist 10. Die­se Län­ge wird pro­zen­tu­al zur mit der glei­chen Mess­me­tho­de bestimm­ten Län­ge des Ober­schen­kels der kon­tralate­ra­len Sei­te ange­ge­ben (Distanz Tuber ossis ischii – Knie­spalt). Die aus den Mes­sun­gen resul­tie­ren­den mitt­le­ren Stumpf­län­gen sind eben­falls in Tabel­le 1 auf­ge­lis­tet; mit einer Aus­nah­me ent­spre­chen alle Stumpf­län­gen gemäß BUFA-Kon­ven­ti­on exakt der Zuord­nung zu den Grup­pen KSTG und NSTG.

Mess­tech­nik

Pro­the­sen­auf­bau

Der Pro­the­sen­auf­bau wird mit Hil­fe des Sta­tik-Mess­ge­rä­tes L.A.S.A.R. Pos­tu­re (Otto Bock, Duder­stadt) objek­ti­viert. Vor der Mes­sung erfolg­ten in Ein­zel­fäl­len gering­fü­gi­ge Kor­rek­tu­ren durch einen Meis­ter für Ortho­pä­die-Tech­nik, sodass die Auf­bau­pa­ra­me­ter für alle Ampu­tier­ten der Grup­pen KSTG und NSTG weit­ge­hend den Vor­ga­ben des Her­stel­lers der Knie­ge­len­ke entsprachen.

Gang­ana­ly­se

Wäh­rend der eben­erdi­gen Gang­ana­ly­se wur­den die Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te mit zwei Kraft­mess­plat­ten (Kist­ler, Win­ter­thur, Schweiz; Mess­fre­quenz 1 kHz) und die Kine­ma­tik der Bewe­gung mit einem opto­elek­tro­ni­schen 6‑Ka­me­ra-Sys­tem (Vicon Peak, Oxford, Groß­bri­tan­ni­en; Mess­fre­quenz 120 Hz) erfasst. Dabei erfolg­te die Ver­wen­dung eines Sat­zes von 17 pas­si­ven Mar­kern, der in einer frü­he­ren Arbeit aus­führ­lich beschrie­ben wor­den ist 11. Mit Hil­fe der 3‑D-Koor­di­na­ten der Mar­ker sind alle wich­ti­gen kine­ma­ti­schen Grö­ßen bestimm­bar. Durch die Syn­chro­ni­sie­rung bei­der Sys­te­me ist es mög­lich, die an den gro­ßen Gelen­ken der unte­ren Extre­mi­tät wir­ken­den exter­nen Momen­te zu berech­nen 12.

Meta­bo­li­scher Energieverbrauch

Der meta­bo­li­sche Ener­gie­ver­brauch wur­de wäh­rend eines stan­dar­di­sier­ten Tests auf einem Lauf­band (Enraf-Noni­us, Rot­ter­dam, Nie­der­lan­de) mit dem Sys­tem Meta­Max 3B (Cor­tex, Leip­zig) ermit­telt. Die­ses Sys­tem bestimmt aus sen­so­ri­schen Infor­ma­tio­nen (den Volu­mi­na der inspi­ra­to­ri­schen und expi­ra­to­ri­schen Atem­luft sowie den Kon­zen­tra­tio­nen von O2 und CO2) den auf das Kör­per­ge­wicht nor­mier­ten Sauer­stoff­ver­brauch pro Zeit­ein­heit („O2_Rate“), der unter defi­nier­ten Ver­suchs­be­din­gun­gen direkt mit dem meta­bo­li­schen Ener­gie­ver­brauch kor­re­liert. Die­se Sauer­stoff­ver­brauchs­ra­te kann wei­ter auf die Geh­ge­schwin­dig­keit nor­miert wer­den. Die­sen nor­mier­ten Wert, der inter­in­di­vi­du­el­le Ver­glei­che unab­hän­gig von der Geschwin­dig­keit gestat­tet, bezeich­net man als „Sauer­stoff­kos­ten“ („O2_Kosten“). Inter­pre­tier­bar ist dies mit der kon­su­mier­ten Sauer­stoff­men­ge pro zurück­ge­leg­ter Wegeinheit.

Ver­suchs­durch­füh­rung

Nach­dem zu Beginn der ca. drei­stün­di­gen Mess­sit­zung jeder Pati­ent über Inhalt und Ablauf der Unter­su­chung infor­miert wor­den war, erfolg­te zunächst die Erfas­sung des Pro­the­sen­auf­baus sowie des­sen even­tu­el­le Kor­rek­tur mit Hil­fe des Gerä­tes L.A.S.A.R. Pos­tu­re. Die kon­kre­ten den Auf­bau beschrei­ben­den Kenn­wer­te kön­nen in einer frü­he­ren Arbeit nach­ge­le­sen wer­den 13. Anschlie­ßend absol­vier­ten die Pati­en­ten eine ca. 20-minü­ti­ge Gewöh­nungs­pha­se an das Gehen auf dem Lauf­band. Wäh­rend­des­sen erfolg­te die indi­vi­du­el­le Fest­le­gung der Geschwin­dig­kei­ten für den Test zur Mes­sung des Sauerstoffverbrauchs.

Nach einer ca. 15-minü­ti­gen Erho­lungs­pha­se wur­den nach­fol­gend die eben­erdi­gen Gang­ana­ly­sen zur Ermitt­lung der bio­me­cha­ni­schen Para­me­ter durch­ge­führt. Dabei erhiel­ten die Pati­en­ten die Anwei­sung, nach­ein­an­der jeweils 8 bis 12 Teil­ver­su­che  in selbst­ge­wähl­ter mitt­le­rer, ver­rin­ger­ter und erhöh­ter Geh­ge­schwin­dig­keit zu absol­vie­ren. Abschlie­ßend wur­de der Sauer­stoff­ver­brauch wäh­rend des Gehens auf dem Lauf­band gemes­sen. Hier­zu gin­gen die Pati­en­ten ent­spre­chend den Fest­le­gun­gen der Ein­ge­wöh­nungs­pha­se nach­ein­an­der  jeweils 5 Minu­ten in mitt­le­rer (2.5 … 3.8 km/h), um 20 % ver­rin­ger­ter (2.0 … 3.0 km/h) und um 20 % erhöh­ter (3.0 … 4.6 km/h) Gehgeschwindigkeit.

Daten­auf­be­rei­tung

Aus den Ein­zel­ver­su­chen der eben­erdi­gen Gang­ana­ly­se wur­den für jeden bio­me­cha­ni­schen Para­me­ter gang­zy­klus­nor­mier­te Mit­tel­wer­te gebil­det. Aus die­sen indi­vi­du­el­len Ver­läu­fen erfolg­te nach­fol­gend die Bil­dung der Grup­pen­mit­tel für KSTG und NSTG. Bezüg­lich der meta­bo­li­schen Para­me­ter wur­den für die­se indi­vi­du­el­le Mit­tel­wer­te in der jewei­li­gen letz­ten Minu­te der fünf­mi­nü­ti­gen Test­ab­schnit­te (Pha­se des „steady sta­te“) berech­net, wel­che eben­falls die Grund­la­ge für Grup­pen­mit­tel­wer­te zum Ver­gleich von KSTG und NSTG dar­stell­ten. Aus­ge­zeich­ne­te Peaks der bio­me­cha­ni­schen Grö­ßen, die gemit­tel­ten Zeit-Distanz-Para­me­ter und die meta­bo­li­schen Grup­pen­mit­tel­wer­te wur­den mit dem U‑Test (Mann/Whitney) hin­sicht­lich sta­tis­tisch signi­fi­kan­ter Dif­fe­ren­zen zwi­schen KSTG und NSTG geprüft.

Um zu tes­ten, ob eine direk­te Abhän­gig­keit der Stumpf­län­ge von den in die­ser Stu­die erho­be­nen bio­me­cha­ni­schen und meta­bo­li­schen Para­me­tern besteht, wur­den die Kor­re­la­ti­ons­ko­ef­fi­zi­en­ten der jewei­li­gen linea­ren Regres­si­on bei Berück­sich­ti­gung aller Wer­te der Grup­pen KSTG und NSTG bestimmt.

Resul­ta­te

Zei­t­-Distan­z­-Para­me­ter

Die Geh­ge­schwin­dig­keit von KSTG ist im Grup­pen­mit­tel in allen drei unter­such­ten Geschwin­dig­keits­be­rei­chen nied­ri­ger als bei NSTG. Die Dif­fe­ren­zen, die signi­fi­kant sind, betra­gen 0.15 m/s (nied­ri­ge und mitt­le­re Geschwin­dig­keit) sowie 0.23 m/s (hohe Geschwin­dig­keit; Tab. 2).

Hin­sicht­lich der Kadenz wur­den bei KSTG durch­gän­gig nied­ri­ge­re Wer­te gemes­sen, wobei hier nur die Dif­fe­renz der Mit­tel­wer­te bei der hohen Geschwin­dig­keit signi­fi­kant ist (Tab. 2).

Die Asym­me­trie der Schritt­län­gen, also die Dif­fe­renz der Wer­te für Pro­the­sen- und kon­tralate­ra­le Sei­te, ist für KSTG im Ver­gleich mit NSTG um 0.03 m (nied­ri­ge und mitt­le­re Geschwin­dig­keit) und um 0.02 m (hohe Geschwin­dig­keit) in der Ten­denz, aber ohne sta­tis­ti­schen Nach­weis, erhöht (Tab. 2). Prin­zi­pi­ell erge­ben sich die­se unter­schied­li­chen Rela­tio­nen bei­der Grup­pen aus deut­lich ver­kürz­ten Schritt­län­gen für die pro­the­sen­sei­ti­gen Schrit­te bei KSTG. Die Asym­me­trie der Dau­er der Stand­pha­se ist für KSTG mit grö­ßer wer­den­der Geschwin­dig­keit zuneh­mend erhöht, wobei hier die Dif­fe­ren­zen zu NSTG bei nied­ri­ger und mitt­le­rer Geschwin­dig­keit signi­fi­kant sind. Die­ser Effekt wird haupt­säch­lich durch deut­lich ver­län­ger­te Stand­pha­sen­zei­ten der kon­tralate­ra­len Extre­mi­tät bei KSTG verursacht.

Boden­re­ak­ti­ons­kraft

Die prin­zi­pi­el­le Struk­tur der Ver­ti­kal- und Hori­zon­tal­kom­po­nen­te der Boden­re­ak­ti­ons­kraft ist für bei­de unter­such­ten Grup­pen in Abbil­dung 3 a, b anhand der mitt­le­ren Geh­ge­schwin­dig­keit exem­pla­risch dar­ge­stellt. Die Maxi­mal­wer­te der pro­the­ti­schen Extre­mi­tät sind im Ver­gleich mit der kon­tralate­ra­len Sei­te in der bekann­ten Art und Wei­se für bei­de Grup­pen ver­rin­gert. Die quan­ti­ta­ti­ve Ana­ly­se aus­ge­zeich­ne­ter Maxi­mal­wer­te zeigt für KSTG im Ver­gleich mit NSTG bei der Ver­ti­kal­kom­po­nen­te die Ten­denz von mit stei­gen­der Geschwin­dig­keit zuneh­mend ver­rin­ger­ten Maxi­ma und ver­zö­ger­ten Kraft­an­stie­gen, was jedoch sta­tis­tisch nicht signi­fi­kant ist. Die pro­the­sen­sei­ti­gen Hori­zon­tal­kräf­te wei­sen für die Brems­kräf­te im ers­ten Teil der Stand­pha­se redu­zier­te Wer­te für KSTG auf. Die­ser Effekt nimmt mit stei­gen­der Geschwin­dig­keit zu und ist für die mitt­le­re und hohe Geschwin­dig­keit signi­fi­kant. Die Hori­zon­tal­kraft­ma­xi­ma (Beschleu­ni­gungs­kräf­te im zwei­ten Teil der Stand­pha­se) sind für KSTG ohne sta­tis­ti­schen Beleg ten­den­zi­ell reduziert.

Bio­me­cha­ni­sche Cha­rak­te­ris­tik des Knöchel­ und Kniegelenks

Bei den pro­the­sen­sei­ti­gen Cha­rak­te­ris­ti­ken des Knö­chel­ge­lenks sind das initia­le plan­t­ar­flek­tie­ren­de Moment (loka­les Mini­mum bei ca. 10 % Gang­zy­klus) und die initia­le Plan­t­ar­fle­xi­on des Pro­the­sen­fu­ßes für KSTG signi­fi­kant ver­rin­gert, wobei sich die­se Dif­fe­ren­zen bei stei­gen­der Geh­ge­schwin­dig­keit ver­grö­ßern (Abb. 3c). Für alle ande­ren bio­me­cha­ni­schen Para­me­ter sind im Grup­pen­ver­gleich kei­ne signi­fi­kan­ten Unter­schie­de nach­weis­bar. Am kon­tralate­ra­len OSG sind das dor­salex­ten­die­ren­de Moment (Maxi­mum bei ca. 40 % Gang­zy­klus) sowie Dor­salex­ten­si­on und fina­le Plan­t­ar­fle­xi­on für NSTG ten­den­zi­ell, aber ohne signi­fi­kan­ten Beleg ver­grö­ßert. Alle ande­ren bio­me­cha­ni­schen Para­me­ter des Knö­chel­mo­ments zei­gen kei­ne auf­fäl­li­gen Differenzen.

Am Pro­the­sen­knie­ge­lenk von KSTG wir­ken ohne sys­te­ma­ti­sche Geschwin­dig­keits­ab­hän­gig­keit in der zwei­ten Stand­pha­sen­hälf­te höhe­re Exten­si­ons­mo­men­te, wobei nur die Dif­fe­renz von 0.12 Nm/kg bei der mitt­le­ren Geschwin­dig­keit signi­fi­kant ist (Abb. 3d, rechts). Die­ser Effekt ist ohne kla­re Geschwindigkeitsabhängigkeit.

Bio­me­cha­ni­sche Cha­rak­te­ris­tik des Hüftgelenks

Die in Abb. 3e, f für die mitt­le­re Geschwin­dig­keit dar­ge­stell­ten mitt­le­ren Hüft­mo­men­te und Fle­xi­ons-Exten­si­ons­win­kel des Ober­schen­kel­seg­men­tes ver­an­schau­li­chen typi­sche pro­the­sen­sei­ti­ge Dif­fe­ren­zen zwi­schen bei­den unter­such­ten Gruppen.

Die Maxi­ma der Momen­te im ers­ten Stand­pha­sen­teil sind für KSTG dras­tisch und signi­fi­kant redu­ziert. Die Unter­schie­de stei­gen von einer 50-pro­zen­ti­gen Reduk­ti­on bei gerin­ger Geschwin­dig­keit auf eine Ver­rin­ge­rung um 53 % bei hoher Geschwin­dig­keit. Die Mini­ma im letz­ten Abschnitt der Stand­pha­se sind für KSTG eben­falls redu­ziert, wobei hier die Dif­fe­ren­zen mit stei­gen­der Geschwin­dig­keit abneh­men. Die­se Unter­schie­de sind für die gerin­ge und mitt­le­re Geschwin­dig­keit signifikant.

Aus der kine­ma­ti­schen Ana­ly­se folgt, dass das Stumpf­seg­ment von KSTG bis zur maxi­ma­len Exten­si­on einen durch­gän­gig signi­fi­kant grö­ße­ren Exten­si­ons­win­kel auf­weist. Die­se Unter­schie­de sind geschwin­dig­keits­un­ab­hän­gig und neh­men von etwa 7° bei Stand­pha­sen­be­ginn auf etwa 4° zum Zeit­punkt der maxi­ma­len Exten­si­on ab.

Meta­bo­li­scher Energieverbrauch

Die in den drei Geschwin­dig­keits­be­rei­chen ermit­tel­ten Sauer­stoff­ver­brauchs­ra­ten wei­sen für bei­de Grup­pen die bekann­te linea­re Abhän­gig­keit vom Qua­drat der Geh­ge­schwin­dig­keit auf 14 (Abb. 4a). Aus dem Ver­lauf der Regres­si­ons­ge­ra­den folgt, dass KSTG im für Ampu­tier­te rele­van­ten Geschwin­dig­keits­be­reich zwi­schen 2 und 5 km/h einen um etwa 15 % erhöh­ten Ver­brauch auf­weist. Die berech­ne­ten Sauer­stoff­kos­ten zei­gen erhöh­te mitt­le­re Wer­te für KSTG in allen drei Geschwin­dig­keits­be­rei­chen (0.314 vs. 0.255 ml/kg*m für die nied­ri­ge, 0.279 vs. 0.231 ml/kg*m für die mitt­le­re sowie 0.262 vs. 0.220 ml/ kg*m für die hohe Geschwin­dig­keit). Die­se Dif­fe­ren­zen der Grup­pen­mit­tel sind nicht signi­fi­kant, erschei­nen jedoch ein­deu­tig in der Tendenz.

Ein­fluss der Stumpf­län­ge auf  bio­me­cha­ni­sche und meta­bo­li­sche Parameter

Bezüg­lich der bio­me­cha­ni­schen Para­me­ter ist für die Gesamt­grup­pe für die pro­the­sen­sei­ti­gen Kenn­wer­te des Hüft­ge­len­kes eine kla­re Stumpf­län­gen­ab­hän­gig­keit nach­weis­bar. Das in der ers­ten Stand­pha­sen­hälf­te extern wir­ken­de Fle­xi­ons­mo­ment steigt mit der Stumpf­län­ge an. Die Ober­schen­kel­seg­m­ent­win­kel neh­men mit zuneh­men­der Stumpf­län­ge sys­te­ma­tisch ab. Für alle ande­ren bio­me­cha­ni­schen Para­me­ter ist kei­ne direk­te Stumpf­län­gen­ab­hän­gig­keit nachweisbar.

Der Test der Stumpf­län­gen­ab­hän­gig­keit der meta­bo­li­schen Grö­ßen zeigt eine bei den mecha­ni­schen Para­me­tern nicht beob­ach­te­te Spe­zi­fik. Dem­nach stei­gen die Sauer­stoff­kos­ten mit abneh­men­der Stumpf­län­ge an, jedoch erge­ben sich beim Test der Ein­zel­grup­pen KSTG und NSTG höhe­re Kor­re­la­ti­ons­ko­ef­fi­zi­en­ten für KSTG im Ver­gleich mit der Gesamt­grup­pe. Dage­gen ist für NSTG kei­ne Stumpf­län­gen­ab­hän­gig­keit fest­stell­bar. Auf der Basis des­sen ist in Abbil­dung 4 b die Regres­si­ons­ge­ra­de für KSTG und die Mit­tel­werts­ge­ra­de für NSTG exem­pla­risch für die mitt­le­re Geschwin­dig­keit ange­ge­ben. Der Schnitt­punkt zwi­schen bei­den Gera­den wur­de jeweils bei einer Stumpf­län­ge von 30.3 % (gerin­ge Geschwin­dig­keit), 30.2 % (mitt­le­re Geschwin­dig­keit) und 32.0 % (hohe Geschwin­dig­keit) identifiziert.

Dis­kus­si­on

Die in die­ser Stu­die unter­such­te ober­schen­kel­am­pu­tier­te Pati­en­ten­grup­pe mit einer mitt­le­ren Stumpf­län­ge von 20 % der femo­ra­len Ver­gleichs­län­ge der kon­tralate­ra­len Sei­te weist hin­sicht­lich der anthro­po­me­tri­schen Daten, des Mobi­li­täts­gra­des und der bio­me­cha­ni­schen Bewer­tung des Pro­the­sen­auf­baus gro­ße Über­ein­stim­mun­gen mit den Daten der Ver­gleichs­grup­pe (mitt­le­re Stumpf­län­ge 53 % der femo­ra­len Ver­gleichs­län­ge der kon­tralate­ra­len Sei­te) auf. Somit erscheint es gerecht­fer­tigt, die Grup­pen­mit­tel­wer­te ohne Berück­sich­ti­gung die­ser wich­ti­gen Rand­be­din­gun­gen zu diskutieren.

Die gang­ana­ly­ti­schen Daten bele­gen, dass die ana­to­misch-phy­sio­lo­gi­schen Beson­der­hei­ten kur­zer trans­fe­mo­ra­ler Stümp­fe wich­ti­ge Para­me­ter des Gan­ges Ober­schen­kel­am­pu­tier­ter in cha­rak­te­ris­ti­scher Wei­se ver­än­dern. Auf­fäl­ligs­tes kine­ma­ti­sches Merk­mal ist die gestreck­te­re Posi­tio­nie­rung des pro­the­sen­sei­ti­gen Ober­schen­kel­seg­men­tes. Ein Erklä­rungs­an­satz für die­sen Befund kann in der mit abneh­men­der Stumpf­län­ge grö­ßer wer­den­den Femur­re­la­tiv­be­we­gung im Weich­teil­man­tel gese­hen wer­den. Die­se erhöht die Stumpf-Schaft-Pseu­darthro­se und erschwert somit die Mög­lich­kei­ten der akti­ven Steue­rung des Pro­the­sen­sys­tems mit Hil­fe des Stump­fes. Eine wesent­li­che Aus­wir­kung des­sen ist die eben­falls gemes­se­ne deut­lich redu­zier­te pro­the­sen­sei­ti­ge Schritt­län­ge, die in unmit­tel­ba­rem Zusam­men­hang mit der gestreck­te­ren Posi­tio­nie­rung des Ober­schen­kel­seg­men­tes bei Stand­pha­sen­be­ginn zu sehen ist. Die in die­ser Wei­se geän­der­te Moto­rik scheint des Wei­te­ren zu der gemes­se­nen Ver­rin­ge­rung der brem­sen­den Hori­zon­tal­kraft nach Stand­pha­sen­be­ginn, zur ver­min­der­ten initia­len Plan­t­ar­fle­xi­on des Pro­the­sen­fu­ßes und zur Ver­rin­ge­rung des initi­al wir­ken­den plan­t­ar­flek­tie­ren­den Dreh­mo­men­tes am pro­the­sen­sei­ti­gen Knö­chel­ge­lenk zu füh­ren. Die­se stumpf­län­gen­spe­zi­fi­schen Modi­fi­ka­tio­nen erschei­nen in ihrer Gesamt­heit als zweck­mä­ßig, um bei den redu­zier­ten Mög­lich­kei­ten der Stumpf­steue­rung aus­ge­präg­te Kniefle­xi­ons­mo­men­te, die erhöh­te mus­ku­lä­re Kom­pen­sa­tio­nen erfor­dern wür­den, ver­mei­den zu können.

Die bei KSTG gemes­se­ne dras­ti­sche Reduk­ti­on des extern wirk­sa­men Hüft­mo­ments, wel­ches sowohl das Fle­xi­ons­mo­ment im ers­ten Stand­pha­sen­teil als auch das Exten­si­ons­mo­ment im zwei­ten Stand­pha­sen­teil betrifft, beträgt teil­wei­se über 50 %. Zu die­ser Reduk­ti­on tra­gen die oben dis­ku­tier­ten ver­schlech­ter­ten Mög­lich­kei­ten der Stumpf­steue­rung sowie die ampu­ta­ti­ons­be­dingt ver­rin­ger­ten Mus­kel­funk­tio­nen bei. Die Reduk­ti­on des Momen­tes auf­grund ver­rin­ger­ter Mus­kel­funk­tio­nen scheint dabei beim initia­len extern wir­ken­den Fle­xi­ons­mo­ment rela­tiv groß zu sein. Der hier wich­tigs­te Mus­kel des zu erzeu­gen­den kom­pen­sa­to­ri­schen Exten­si­ons­mo­ments, der M. glu­teus maxi­mus, strahlt in den Trac­tus ilio­ti­bia­lis ein, setzt groß­flä­chig an der Tube­ro­si­tas glutae an 15 16 und wird somit bei den meis­ten Ampu­tier­ten von KSTG nur ein­ge­schränkt zur Wir­kung kom­men kön­nen. Für die Reduk­ti­on des exter­nen Exten­si­ons­mo­men­tes hin­ge­gen scheint eine ver­min­der­te Mus­kel­funk­ti­on eine nur unter­ge­ord­ne­te Rol­le zu spie­len, da der kom­pen­sa­to­risch wir­ken­de Hüft­flexor M. iliop­sas in den meis­ten Fäl­len in sei­ner Funk­ti­on durch die Ampu­ta­ti­on auch bei KSTG nicht beein­träch­tigt ist.

Die mit Hil­fe der Ein­zel­wer­te bei­der Grup­pen durch­ge­führ­ten Kor­re­la­ti­ons­rech­nun­gen zei­gen zudem, dass die kine­ma­ti­schen Cha­rak­te­ris­ti­ken des Ober­schen­kel­seg­men­tes und das in der ers­ten Stand­pha­sen­hälf­te wir­ken­de Hüft­mo­ment eine prin­zi­pi­el­le Stumpf­län­gen­ab­hän­gig­keit auf­wei­sen. Die­ser Befund kor­re­liert mit MRT-Unter­su­chun­gen zu mor­pho­lo­gi­schen Mus­kel­ei­gen­schaf­ten, wonach die Atro­phie der nach einer Ampu­ta­ti­on funk­tio­nell ver­blie­be­nen Mus­ku­la­tur mit abneh­men­der Stumpf­län­ge prin­zi­pi­ell signi­fi­kant zunimmt 17. Die­se Atro­phie wird u. a. den sich mit abneh­men­der Stumpf­län­ge ver­schlech­tern­den Bedin­gun­gen für die Mög­lich­kei­ten der Kraft­über­tra­gung vom Stumpf auf den Schaft zuge­schrie­ben 18 und trägt somit ver­mut­lich eben­falls zu der hier für die Pha­se der Last­über­nah­me und die nach­fol­gen­de Ein­bein­stand­pha­se nach­ge­wie­se­nen Ver­än­de­rung der Moto­rik bei.

Die pro­the­sen­sei­ti­gen bio­me­cha­ni­schen Cha­rak­te­ris­ti­ken von Knie- und Knö­chel­ge­lenk bele­gen, dass die Stumpf­län­ge für die von den Ampu­tier­ten in die­ser Unter­su­chung benutz­ten Pas­s­teil­kon­fi­gu­ra­ti­on ohne jeg­li­che Rele­vanz ist, was bereits in einer frü­he­ren Arbeit im Detail nach­ge­wie­sen wur­de 19. Die in der zwei­ten Stand­pha­sen­hälf­te aus­nahms­los wir­ken­den pro­the­sen­sei­ti­gen Knie­ex­ten­si­ons­mo­men­te bedin­gen eine in die­ser Pha­se voll­stän­dig exten­dier­te Gelenk­po­si­ti­on. Des Wei­te­ren weist das Maxi­mum des extern wir­ken­den dor­salex­ten­die­ren­den Knö­chel­mo­ments von KSTG im Ver­gleich mit NSTG geschwin­dig­keits­un­ab­hän­gig kei­ne signi­fi­kan­te Reduk­ti­on auf. Aus kon­struk­ti­ver Sicht ist das simul­ta­ne Auf­tre­ten der Knie­ex­ten­si­on mit dem Errei­chen eines indi­vi­du­ell ein­stell­ba­ren dor­salex­ten­die­ren­den Knö­chel­mo­ments die Bedin­gung für eine opti­ma­le Funk­ti­on des Knie­pas­s­teils  C‑Leg, ins­be­son­de­re für den knie­in­ter­nen Umschalt­pro­zess vom Stand­pha­sen- in den Schwung­pha­sen­mo­dus 20. Somit kön­nen frü­he­re Aus­sa­gen, wonach die Funk­ti­on des Pro­the­sen­knie­ge­lenks C‑Leg bei der Ver­sor­gung von Kurz­s­tümp­fen nur ein­ge­schränkt gege­ben ist 21, nicht bestä­tigt werden.

Die Ergeb­nis­se der meta­bo­li­schen Ener­gie­ver­brauchs­mes­sung erwei­tern das bis­her bekann­te Wis­sen zu die­ser phy­sio­lo­gi­schen Cha­rak­te­ris­tik des Gan­ges Bein­am­pu­tier­ter. All­ge­mein aner­kannt ist, dass der Ener­gie­ver­brauch mit zuneh­men­dem Ampu­ta­ti­ons­ni­veau sys­te­ma­tisch ansteigt 22. Aus einer detail­lier­ten Lite­ra­tur­ana­ly­se folgt dabei, dass man im Mit­tel bei Unter­schen­kel­am­pu­tier­ten von einem ca. 25-pro­zen­ti­gen und bei Ober­schen­kel­am­pu­tier­ten von einem ca. 60- bis 65-pro­zen­ti­gen Mehr­ver­brauch im Ver­gleich mit Nicht­am­pu­tier­ten aus­ge­hen muss 23. Unter­su­chun­gen zur Stumpf­län­gen­ab­hän­gig­keit des Ener­gie­ver­brauchs exis­tie­ren nach Kennt­nis der Autoren nur für Unter­schen­kel­am­pu­tier­te und erbrach­ten kei­ne 24 oder nur schwa­che 25 Hin­wei­se auf Kor­re­la­tio­nen zwi­schen bei­den Größen.

Die Ergeb­nis­se der vor­lie­gen­den Stu­die bele­gen, dass es bei Ober­schen­kel­am­pu­tier­ten offen­bar eine „kri­ti­sche“ Stumpf­län­ge gibt, unter­halb derer mit einem sys­te­ma­ti­schen Anstieg des Ener­gie­ver­brauchs gerech­net wer­den muss. Der für die­se Stumpf­län­ge ermit­tel­te Wert von ca. 30 % der kon­tralate­ra­len trans­fe­mo­ra­len Län­ge bestä­tigt die in die­ser Stu­die genutz­te Kon­ven­ti­on zur Klas­si­fi­ka­ti­on von kur­zen trans­fe­mo­ra­len Stümp­fen 26 aus ener­ge­ti­scher Sicht und zeigt, dass die beschrie­be­nen mus­kel­phy­sio­lo­gi­schen, mecha­ni­schen und ortho­pä­die­tech­ni­schen Pro­ble­me der Ver­sor­gung von kur­zen trans­fe­mo­ra­len Stümp­fen ver­mut­lich erheb­li­che kom­pen­sa­to­ri­sche Akti­vi­tä­ten der Pati­en­ten erfor­dern. Die detail­lier­te Ana­ly­se der­ar­ti­ger Kom­pen­sa­ti­ons­be­we­gun­gen soll­te Gegen­stand wei­ter­füh­ren­der Unter­su­chun­gen sein.

Für die Autoren:
Dr. Tho­mas Schmalz
Otto Bock Health­Ca­re GmbH
Max-Näder-Str. 15
37115 Duder­stadt
thomas.schmalz@ottobock.de

Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

Zita­ti­on
Schmalz T, Bell­mann M, Braun J, Blu­men­tritt S. Ein­fluss der Stumpf­län­ge Ober­schen­kel­am­pu­tier­ter auf bio­me­cha­ni­sche und meta­bo­li­sche Gang­pa­ra­me­ter. Ortho­pä­die Tech­nik, 2015; 66 (3): 34–40

 

 

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