Ers­te Schrit­te zur Opti­mie­rung des Auf­baus von Trans­fe­mo­ral­pro­the­sen mit einem mobi­len Ganganalysesystem

J. Thiele, B. Westebbe, T. Seel, S. Oehler, B. Welke, F. Seehaus, M. Kraft
Der Prothesenaufbau ist von zentraler Bedeutung für ein harmonisches Gangbild und die Verringerung asymmetrischer Belastungen des Bewegungsapparats. Bei transfemoral Amputierten sind die Anforderungen an den Prothesenaufbau durch die eingeschränkten sensomotorischen Fähigkeiten auf der amputierten Seite besonders hoch. Zur Optimierung des statischen Prothesenaufbaus stehen heute geeignete Messsysteme zur Verfügung. Die Gangdynamik beurteilt der Orthopädie-Techniker in der Regel anhand seiner Erfahrung. Um den Optimierungsprozess zu unterstützen und das Ergebnis zu objektivieren, wurde ein mobiles Ganganalysesystem entwickelt. Die zugehörige Expertensoftware bestimmt typische biomechanische Parameter und soll in Zukunft automatisch Empfehlungen für Anpassungen am Aufbau geben können.

Ein­lei­tung

Durch die Ver­sor­gung mit moder­nen Bein­pro­the­sen kön­nen Ampu­tier­te heu­te ihren All­tag kom­for­ta­bel und selbst­stän­dig bewäl­ti­gen und ein hohes Maß an Mobi­li­tät zurück­ge­win­nen. Mikro­pro­zessor­ge­steu­er­te Pro­the­sen­sys­te­me erken­nen typi­sche Bewe­gungs­mus­ter, aber auch kri­ti­sche Situa­tio­nen, und pas­sen die Funk­ti­on der Pro­the­se in Echt­zeit an die äuße­ren Gege­ben­hei­ten an. Damit der vol­le Funk­ti­ons­um­fang der Gelenk­sys­te­me genutzt wer­den kann, müs­sen beim Auf­bau der Pro­the­se die indi­vi­du­el­len Eigen­schaf­ten jedes Pati­en­ten berück­sich­tigt wer­den 1.

Anzei­ge

Für die Über­prü­fung des sta­ti­schen Auf­baus einer Bein­pro­the­se sind seit mehr als 15 Jah­ren geeig­ne­te Mess­me­tho­den ver­füg­bar 2. Die Dyna­mik des Gan­ges wird in der Pro­the­tik bis­lang über­wie­gend visu­ell über­prüft. Dies kann jedoch nur qua­li­ta­ti­ve Aus­sa­gen lie­fern; eini­ge rele­van­te Aspek­te wie der Grad der Belas­tung beim Gehen ent­zie­hen sich voll­kom­men der visu­el­len Beur­tei­lung. Der Ein­satz kom­ple­xer sta­tio­nä­rer Gang­la­bor­sys­te­me ist im Ver­sor­gungs­all­tag nicht mög­lich, da ihre Nut­zung zeit­auf­wen­dig und die tech­ni­sche Aus­stat­tung teu­er ist. Jedoch gewin­nen Iner­ti­al­sen­so­ren zur Erfas­sung der Gang­ki­ne­ma­tik zuneh­mend an Bedeu­tung 3 und sind damit eine kos­ten­güns­ti­ge, tech­nisch ein­fa­che Alter­na­ti­ve zu den übli­chen kame­ra­ba­sier­ten Messsystemen.

In einem For­schungs­pro­jekt der Tech­ni­schen Uni­ver­si­tät Ber­lin wur­den des­halb Iner­ti­al­sen­so­ren mit einem Kraft- und Momen­ten­sen­sor für Exo­pro­the­sen kom­bi­niert, um ein mobi­les Gang­ana­ly­se­sys­tem zu ent­wi­ckeln. Es soll den Ortho­pä­die-Tech­ni­ker mit objek­ti­ven Mess­wer­ten bei sei­ner Arbeit am Pati­en­ten unter­stüt­zen. Das Mess­sys­tem ver­knüpft dazu Bewe­gungs- und Belas­tungs­da­ten und ver­ar­bei­tet sie in einer eigens ent­wi­ckel­ten Exper­ten­soft­ware. Die Qua­li­tät der pro­the­ti­schen Ver­sor­gung kann so unter rea­len Bedin­gun­gen unter­sucht und bewer­tet werden.

Im Ver­sor­gungs­all­tag ist die Aus­wer­tung und Inter­pre­ta­ti­on umfas­sen­der bio­me­cha­ni­scher Mess­da­ten allein aus zeit­li­chen Grün­den nur schwer mög­lich. Das mobi­le Gang­ana­ly­se­sys­tem muss des­halb nicht nur eine weit­ge­hend auto­ma­ti­sier­te Aus­wer­tung der Daten bie­ten, es soll basie­rend auf den Ergeb­nis­sen auch kon­kre­te Ände­run­gen am Pro­the­sen­auf­bau vor­schla­gen kön­nen. Um die­ses Ziel zu errei­chen, wur­den die Aus­wir­kun­gen ver­schie­de­ner Varia­tio­nen im Pro­the­sen­auf­bau in Pro­ban­den­stu­di­en unter­sucht. Zunächst wur­de der Fokus auf häu­fig ange­pass­te Frei­heits­gra­de einer Trans­fe­mo­ral­pro­the­se gelegt: die Ver­schie­bung der Knie­ge­lenk­sach­se in ante­rio­rer und pos­te­rio­rer Rich­tung sowie die Plan­t­ar­fle­xi­on und Dor­salex­ten­si­on des Prothesenfußes.

Dabei erga­ben sich zwei zen­tra­le Her­aus­for­de­run­gen: Zum einen müs­sen die indi­vi­du­el­len Vor­aus­set­zun­gen jedes Pati­en­ten berück­sich­tigt wer­den, da sie einen limi­tie­ren­den Fak­tor für einen har­mo­ni­schen Bewe­gungs­ab­lauf dar­stel­len kön­nen. Zum ande­ren muss das sich dar­aus erge­ben­de stark indi­vi­du­el­le Gang­bild jedes Pati­en­ten bei der Aus­wer­tung der Mess­da­ten beach­tet wer­den. Die Defi­ni­ti­on all­ge­mein­gül­ti­ger Ziel­be­rei­che für bio­me­cha­ni­sche Para­me­ter wie der Gang­sym­me­trie führt des­halb nicht zum gewünsch­ten Erfolg. Dass vor die­sem Hin­ter­grund eine mess­tech­nik­ba­sier­te Opti­mie­rung des Pro­the­sen­auf­baus mög­lich und sinn­voll ist, soll anhand der Ergeb­nis­se der im Fol­gen­den vor­ge­stell­ten Stu­die erläu­tert werden.

Mate­ri­al und Methode

Das mobi­le Gang­ana­ly­se­sys­tem besteht aus einem Kraft- und Momen­ten­sen­sor 4 (sie­he die Her­stel­ler­nach­wei­se am Schluss des Arti­kels) zum tem­po­rä­ren Ein­bau in Pro­the­sen 5 und acht draht­lo­sen Iner­ti­al­sen­so­ren 6, die mit Gur­ten am Kör­per des Pro­ban­den befes­tigt wer­den (Abb. 1). Das Sys­tem erfasst damit die auf die Pro­the­se wir­ken­den Kräf­te und Momen­te in allen Raum­rich­tun­gen sowie die Bewe­gun­gen der Kör­per­seg­men­te Fuß links/rechts, Unter­schen­kel links/rechts, Ober­schen­kel links/rechts, Becken und Ober­kör­per mit je einem draht­lo­sen Iner­ti­al­sen­sor. Zu Vali­die­rungs­zwe­cken wur­den die Mes­sun­gen in einem Gang­la­bor mit einer instru­men­tier­ten Lauf­bahn durch­ge­führt. Die Erfas­sung der Kine­ma­tik der Kör­per­seg­men­te erfolg­te dabei mit einem opti­schen Gang­ana­ly­se­sys­tem (8 Kame­ras Vicon MX-20/MX-40 7). Die kine­ti­schen Daten wur­den mit zwei im Boden ein­ge­las­se­nen Kraft­mess­plat­ten (AMTI BP400600 8) bestimmt.

Sie­ben Pro­ban­den ent­spra­chen den Ein­schluss­kri­te­ri­en und nah­men an der Stu­die teil. Die Fähig­keit zum siche­ren Gehen ohne Geh­hil­fen und das Vor­han­den­sein des not­wen­di­gen Bau­raums in der Pro­the­se zum Ein­bau von Ver­schie­be­ad­ap­tern und Kraft- und Momen­ten­sen­sor sind als Kri­te­ri­en her­vor­zu­he­ben. Für die Mes­sun­gen nutz­ten die Pro­ban­den das Knie­ge­lenk C‑Leg 9 in Kom­bi­na­ti­on mit dem gewohn­ten Pro­the­sen­fuß (Tab. 1) und dem gewohn­ten Schaft in sitz­bein­um­grei­fen­dem Design. Alle Pro­ban­den hat­ten Erfah­run­gen mit die­ser Pas­s­teil­kom­bi­na­ti­on aus frü­he­ren Ver­sor­gun­gen, wodurch eine kur­ze Ein­ge­wöh­nungs­zeit rea­li­siert wer­den konnte.

Das Mess­pro­to­koll sah zunächst eine Ver­mes­sung des gewohn­ten Pro­the­sen­auf­baus durch einen Ortho­pä­die-Tech­ni­ker mit Hil­fe des LASAR Assem­bly 10 vor. Dar­auf­hin wur­den Ver­schie­be­ad­ap­ter sowie der Kraft- und Momen­ten­sen­sor in die Pro­the­se ein­ge­baut und die Sta­tik des gewohn­ten Auf­baus wie­der­her­ge­stellt. Danach erfolg­te eine wei­te­re Ver­mes­sung des Auf­baus mit dem LASAR Pos­tu­re 11. Anschlie­ßend absol­vier­ten die Pro­ban­den im Gang­la­bor 8 bis 10 Wie­der­ho­lun­gen (Tri­als) des Gehens in der Ebe­ne mit selbst­ge­wähl­ter Geschwindigkeit.

Nach der Doku­men­ta­ti­on des gewohn­ten Auf­baus wur­den die Mes­sun­gen zu Auf­bau­va­ria­tio­nen durch­ge­führt. Dazu erstell­te der Ortho­pä­die-Tech­ni­ker zunächst den Pro­the­sen­auf­bau nach Her­stel­ler­an­ga­ben (Bench Align­ment), um eine ver­gleich­ba­re Basis für die Varia­tio­nen zu schaf­fen. Nach der Ver­mes­sung auf LASAR Assem­bly und LASAR Pos­tu­re erfolg­te gege­be­nen­falls eine Kor­rek­tur der Plan­t­ar­fle­xi­on zur Gewähr­leis­tung einer aus­rei­chen­den Stand­si­cher­heit und abschlie­ßend die Mes­sung im Gang­la­bor. Aus­ge­hend vom Bench Align­ment wur­de sodann die Lage der Knie­ach­se mit Hil­fe eines Ver­schie­be­ad­ap­ters (sie­he Abb. 1) in ante­rio­rer und pos­te­rio­rer Rich­tung ver­än­dert und die Mes­sung in der glei­chen Wei­se durch­ge­führt. Der Wert der Ver­schie­bung ori­en­tier­te sich an der Emp­fin­dung des Pro­ban­den und der Ein­schät­zung des Ortho­pä­die-Tech­ni­kers. So soll­te ein Unter­schied im Auf­bau spür­bar, jedoch ein siche­rer Gang wei­ter­hin mög­lich sein. Die Ver­schie­bung erfolg­te sym­me­trisch in bei­de Rich­tun­gen und lag im Bereich von 5 bis 12 mm. Die ursprüng­li­che Posi­ti­on des Schaf­tes in der Sagit­tal­ebe­ne blieb dabei erhal­ten. Die Posi­ti­on des Pro­the­sen­fu­ßes wur­de über eine Ver­kip­pung am Pyra­mi­den­ad­ap­ter des Knie­ge­lenks wie­der­her­ge­stellt. Die sich dar­aus erge­ben­de Ver­än­de­rung der Plan­t­ar­fle­xi­on des Pro­the­sen­fu­ßes wur­de aus­ge­gli­chen, da genau­so wie beim Bench Align­ment die Stand­si­cher­heit mit Hil­fe des LASAR Pos­tu­re her­ge­stellt wur­de. Die unter­such­te Auf­bau­va­ria­ti­on stellt also eine Kom­bi­na­ti­on aus Knie­ach­sen­ver­schie­bung und Ände­rung der Plan­t­ar­fle­xi­on/-exten­si­on des Pro­the­sen­fu­ßes dar. In einer zwei­ten, noch lau­fen­den Pro­ban­den­stu­die wer­den ergän­zend Knie­ach­sen­ver­schie­bung und Plan­t­ar­fle­xi­on/-exten­si­on getrennt untersucht.

Eine eigens ent­wi­ckel­te Gang­ana­ly­se­soft­ware ver­ar­bei­tet die auf­ge­zeich­ne­ten Mess­da­ten. Aus den Belas­tun­gen las­sen sich dort unter ande­rem Schnitt­las­ten in den ein­zel­nen Gelen­ken sowie in den Boden ein­ge­lei­te­te Las­ten berech­nen. Aus den auf­ge­nom­me­nen Bewe­gun­gen bestimmt die Soft­ware zum Bei­spiel die Gelenk­win­kel der unte­ren Extre­mi­tä­ten oder die Nei­gung des Ober­kör­pers. Dabei wer­den Hüft‑, Knie- und Sprung­ge­len­ke als Schar­nier- oder Kugel­ge­len­ke appro­xi­miert 12. Die Ver­knüp­fung von Belas­tun­gen und Bewe­gun­gen erlaubt dar­über hin­aus Aus­sa­gen über den Ener­gie­um­satz beim Gehen und die Dämp­fung im Kniegelenk.

Mit Hil­fe der auto­ma­ti­schen Schritt­de­tek­ti­on wer­den die Daten­strö­me in ein­zel­ne Schrit­te unter­teilt. Dazu wer­den die Iner­ti­al­sen­so­ren an den Füßen genutzt, was die wei­te­re Seg­men­tie­rung in ein­zel­ne Gang­pha­sen ermög­licht und die Berech­nung von Zeit-Distanz-Para­me­tern erlaubt 13. Ein auto­ma­ti­scher Fil­ter eli­mi­niert Abbrems- und Beschleu­ni­gungs­vor­gän­ge anhand von Ähn­lich­kei­ten zwi­schen den auf­ge­nom­men Kur­ven aus dem Daten­satz. Die übri­gen Kur­ven ein­zel­ner Schrit­te wer­den genutzt, um wei­te­re bio­me­cha­ni­sche Para­me­ter zu extra­hie­ren. Hier sind bei­spiel­haft der Wert der Belas­tung beim Auf­tre­ten und Absto­ßen oder das not­wen­di­ge Hüft­mo­ment zum Ein­lei­ten der Schwung­pha­se zu nen­nen. Ein Dyna­mic-Time-War­ping-Algo­rith­mus 14 fasst die Kur­ven zusam­men. Die resul­tie­ren­den mitt­le­ren Kur­ven wei­sen gene­rell eine gerin­ge Streu­brei­te bei den­noch star­ken indi­vi­du­el­len Cha­rak­te­ris­ti­ka auf.

Wäh­rend die mitt­le­ren Kur­ven in ers­ter Linie der Ver­an­schau­li­chung der Mess­da­ten die­nen, wer­den die bio­me­cha­ni­schen Para­me­ter sta­tis­tisch wei­ter­ver­ar­bei­tet. Neben linea­ren Regres­si­ons­ana­ly­sen erfol­gen Hypo­the­sen­tests bei einem Signi­fi­kanz­ni­veau von 5 % mit Kol­mo­go­rov-Smir­nov-Tests sowie mehr­fak­to­ri­el­len Vari­anz­ana­ly­sen (ANOVA) und Post-hoc-Tests mit Bon­fer­ro­ni-Kor­rek­tur 15. Wei­ter­hin wer­den Metho­den des maschi­nel­len Ler­nens genutzt, um die Auf­bau­va­ria­tio­nen auto­ma­tisch zu klassifizieren.

Ergeb­nis­se

Vali­die­rung des Messsystems

Um das mobi­le Gang­ana­ly­se­sys­tem zu vali­die­ren, wur­de zunächst ein exem­pla­ri­scher Ver­gleich mit den sta­tio­nä­ren Mess­sys­te­men des Gang­la­bors ange­stellt. Für den Ver­gleich der Kine­ma­tik wur­den die Knie­win­kel genutzt. Die Abwei­chung („root mean squa­re error“) zwi­schen bei­den Sys­te­men lag für die pro­the­tisch ver­sorg­te Sei­te im Mit­tel bei 0,7° und für die kon­tralate­ra­le Sei­te bei 3,3° 16. Der mit dem mobi­len Gang­ana­ly­se­sys­tem bestimm­te Knie­win­kel zeigt also eine gute Über­ein­stim­mung mit den im Gang­la­bor gemes­se­nen Wer­ten (Abb. 2). Die bes­se­re Über­ein­stim­mung auf der pro­the­tisch ver­sorg­ten Sei­te lässt sich durch das Feh­len von Weich­teil­be­we­gun­gen an Ober- und Unter­schen­kel­seg­ment erklä­ren. Beson­ders in Berei­chen gro­ßer Dyna­mik sind auf der kon­tralate­ra­len Sei­te sowohl Iner­ti­al­sen­so­ren als auch die am Bein auf­ge­kleb­ten Mar­ker des opti­schen Gang­ana­ly­se­sys­tems durch die Weich­teil­be­we­gun­gen gestört. Wei­ter­hin kann die kom­ple­xe Mecha­nik des phy­sio­lo­gi­schen Knie­ge­lenks nicht hin­rei­chend genau durch das imple­men­tier­te ein­ach­si­ge Gelenk­mo­dell abge­bil­det werden.

Die kine­ti­schen Mess­da­ten zei­gen eben­falls gute Über­ein­stim­mun­gen. Bei den mehr als 70 ver­gli­che­nen Tri­als konn­te für die Ver­ti­kal­kraft die gerings­te rela­ti­ve Abwei­chung („root mean squa­re error“ bezo­gen auf das Betrags­ma­xi­mum) von unter 2 % erzielt wer­den. Für die ande­ren Kom­po­nen­ten lag die Abwei­chung im Bereich von 3 bis 5 %. Die Feh­ler sind nicht nur auf Dif­fe­ren­zen zwi­schen den Kraft­mess­plat­ten und dem mobi­len Belas­tungs­sen­sor zurück­zu­füh­ren. Sie sind auch dadurch begrün­det, dass zur Berech­nung der Kräf­te und Momen­te die Aus­rich­tung und Lage der Pro­the­se im Raum genau bekannt sein muss. Die Feh­ler des kine­ma­ti­schen Mess­sys­tems pflan­zen sich also auf der kine­ti­schen Sei­te fort.

Sen­si­ti­vi­tät des Verfahrens

Im sta­tio­nä­ren Gang­la­bor wird bei jedem Tri­al übli­cher­wei­se ein Dop­pel­schritt auf­ge­nom­men. Uner­wünsch­te Beschleu­ni­gungs- und Abbrems­vor­gän­ge wer­den nicht erfasst, da sie außer­halb des rela­tiv klei­nen Mess­vo­lu­mens statt­fin­den. Ver­fehlt der Pro­band bei einem Tri­al die ver­deckt mon­tier­ten Kraft­mess­plat­ten im Boden, muss er ihn wie­der­ho­len. Durch die kon­ti­nu­ier­li­che Auf­zeich­nung der Mess­da­ten im mobi­len Gang­ana­ly­se­sys­tem wer­den von vorn­her­ein mehr Schrit­te erfasst. Wei­ter­hin las­sen sich durch den auto­ma­ti­schen Schritt­fil­ter uner­wünsch­te Bewe­gun­gen spe­zi­fisch aus den Daten ent­fer­nen. Bei glei­cher zurück­ge­leg­ter Weg­stre­cke steht also eine grö­ße­re Anzahl an Schrit­ten für die sta­tis­ti­sche Aus­wer­tung zur Ver­fü­gung. Im Umkehr­schluss kann mit dem mobi­len Gang­ana­ly­se­sys­tem eine Ver­rin­ge­rung der Pro­ban­den­be­las­tung bei gleich­blei­ben­der Aus­sa­ge­kraft der Unter­su­chung erreicht werden.

Knie­ach­sen­ver­schie­bung und Standphasendauer

Um die ver­schie­de­nen Varia­tio­nen im Pro­the­sen­auf­bau bewer­ten zu kön­nen, wur­de in einem ers­ten Schritt die Gang­sym­me­trie als Kri­te­ri­um her­an­ge­zo­gen. Pro­the­sen­trä­ger zei­gen stets eine ver­kürz­te Stand­pha­sen­dau­er auf der ampu­tier­ten Sei­te, was sich auf die trotz Pro­the­se ver­rin­ger­ten sen­so­ri­schen und moto­ri­schen Fähig­kei­ten zurück­füh­ren lässt 17 18. Es wur­de also geprüft, ob die vor­ge­nom­me­nen Ände­run­gen im Pro­the­sen­auf­bau zu einer Ver­län­ge­rung der Stand­pha­sen­dau­er und damit zu einer Ver­rin­ge­rung der Asym­me­trie im Gang­bild füh­ren kön­nen (Abb. 3).

Bei den Pro­ban­den A, B, E und F waren signi­fi­kan­te Unter­schie­de (p < 0,001) zwi­schen ein­zel­nen Auf­bau­ten fest­stell­bar (die Ver­trau­ens­in­ter­val­le in Abbil­dung 3 über­lap­pen nicht). Dabei wird die Ten­denz deut­lich, dass ein Auf­bau mit gerin­ge­rer Stand­pha­sen­si­cher­heit, wie der Knie­ach­sen­ver­schie­bung nach ante­rior, zu einer kür­ze­ren Stand­pha­sen­dau­er führt. Dies trifft jedoch nicht auf alle Pro­ban­den zu und lässt sich des­halb nicht ver­all­ge­mei­nern. Außer­dem sind die inter­in­di­vi­du­el­len Unter­schie­de weit grö­ßer als die durch Auf­bau­va­ria­tio­nen her­vor­ge­ru­fe­nen Dif­fe­ren­zen. Jedoch ist auch hier kei­ne Ver­all­ge­mei­ne­rung mög­lich, was an der signi­fi­kan­ten Inter­ak­ti­on (p < 0,001) zwi­schen Auf­bau und Pro­band deut­lich wird. Es müs­sen also wei­te­re Kri­te­ri­en her­an­ge­zo­gen wer­den, um den Pro­the­sen­auf­bau zu bewerten.

Sagit­tal­mo­men­te und Kompensationsbewegungen

Der Ver­lauf des Sagit­tal­mo­ments im Knie­ge­lenk zeigt die Stand­pha­sen­si­cher­heit direkt an, da nur bei nega­ti­ven Momen­ten auch eine Fle­xi­on der Pro­the­se zu erwar­ten ist, wie in Abbil­dung 4 ersicht­lich. Dort sind die gemes­se­nen mitt­le­ren Sagit­tal­mo­men­ten­kur­ven für das Bench Align­ment, die Knie­ver­schie­bung nach ante­rior und nach pos­te­rior exem­pla­risch­für einen Pati­en­ten auf­ge­führt. Wei­ter­hin wur­de eine Vor­her­sa­ge der Mess­da­ten der bei­den Auf­bau­va­ria­tio­nen ver­sucht, indem die Daten des Bench Align­ment mit dem zusätz­li­chen Hebel­arm beauf­schlagt wur­den, der sich aus der Knie­ach­sen­ver­schie­bung ergibt (gepunk­te­te Lini­en in Abbil­dung 4). Für die Knie­ver­schie­b­un­gnach pos­te­rior ergibt sich eine gute Über­ein­stim­mung zwi­schen Vor­her­sa­ge und tat­säch­li­chen Mess­da­ten. Für die Knie­ach­sen­ver­schie­bung nach ante­rior wei­chen die gemes­se­nen Wer­te in der Stand­pha­se dage­gen stark von der Vor­her­sa­ge ab. Die­se pos­tu­liert Beu­ge­mo­men­te von bis zu −18 Nm, die eine star­ke Stand­pha­sen­fle­xi­on erzeu­gen wür­den. Wenn der Pro­band sein Gang­bild nun unver­än­dert lie­ße, könn­te die am Ende der Stand­pha­se not­wen­di­ge Knie­stre­ckung nicht voll­stän­dig erfol­gen. Dies wür­de das Absto­ßen erschwe­ren. Des­halb ver­hin­dert der Pro­band schon zu Beginn der Stand­pha­se eine über­mä­ßi­ge Fle­xi­on des Knie­ge­lenks. Dies geschieht wahr­schein­lich durch eine akti­ve Bewe­gung im Stumpf und eine Ände­rung der Ober­kör­per­hal­tung, die die Lage des Kör­per­schwer­punkts beeinflusst.

Erstaun­li­cher­wei­se kann die­ser Mecha­nis­mus auch dann beob­ach­tet wer­den, wenn kei­ne Stand­pha­sen­beu­gung auf­tritt, wie für Pro­band G in Abbil­dung 5 gezeigt. Dort wer­den deut­li­che Streck­mo­men­te um 20 Nm bei der Knie­ver­schie­bung nach ante­rior pos­tu­liert. Die gemes­se­nen Daten zei­gen jedoch noch höhe­re Streck­mo­men­te von bis zu 25 Nm zu Beginn der Stand­pha­se. Es scheint, als hät­te der Pro­band ein hohes indi­vi­du­el­les Sicher­heits­be­dürf­nis, das sich nicht an der tat­säch­li­chen Kniefle­xi­on ori­en­tiert, son­dern bereits das Sagit­tal­mo­ment betrifft. Dem­nach wird schon eine stär­ke­re Beu­gungs­nei­gung des Knie­ge­lenks vom Pro­ban­den kompensiert.

Ein­lei­tung der Schwung­pha­se und Energieverbrauch

Um das indi­vi­du­el­le Sicher­heits­be­dürf­nis eines Pati­en­ten nicht zu ver­let­zen, wäre es dem­nach zweck­mä­ßig, den Pro­the­sen­auf­bau so zu gestal­ten, dass die Knie­ge­lenk­ach­se ten­den­zi­ell nach pos­te­rior ver­la­gert wird. Dies ist jedoch aus min­des­tens zwei Grün­den pro­ble­ma­tisch: Wenn der Pro­band eine Stand­pha­sen­beu­gung aus­führt, kann eine pos­te­rio­re Ver­schie­bung der Knie­ge­lenk­ach­se zu einer Ver­rin­ge­rung oder kom­plet­ten Unter­drü­ckung der Beu­gung füh­ren. Der Nut­zen der Stand­pha­sen­beu­gung für Ober­schen­kel­am­pu­tier­te wird kon­tro­vers dis­ku­tiert. Es kann jedoch fest­ge­hal­ten wer­den, dass beim Gang mit Stand­pha­sen­fle­xi­on ein schnel­le­rer voll­flä­chi­ger Boden­kon­takt des Fußes her­ge­stellt wer­den kann und das Gang­bild dem phy­sio­lo­gi­schen Vor­bild näher­kommt 19. Zum Ende der Stand­pha­se wird die Schwung­pha­se ein­ge­lei­tet, und das Knie beginnt zu beu­gen. Dazu müs­sen die Streck­mo­men­te durch eine akti­ve Bewe­gung des Stump­fes über­wun­den wer­den. Sie errei­chen um 40 % Gang­zy­klus ihr Maxi­mum. Hohe Streck­mo­men­te konn­ten in ande­ren Unter­su­chun­gen mit einem erhöh­ten meta­bo­li­schen Ener­gie­ver­brauch in Zusam­men­hang gebracht wer­den 20.

Die Ergeb­nis­se der durch­ge­führ­ten Stu­die zei­gen signi­fi­kan­te Unter­schie­de zwi­schen den Pro­the­sen­auf­bau­ten für das Sagit­tal­mo­men­ten­ma­xi­mum (p < 0,001), das die zu über­win­den­den Streck­mo­men­te mar­kiert. Jedoch waren auch hier die inter­in­di­vi­du­el­len Unter­schie­de erheb­lich, und wie­der­um wur­den signi­fi­kan­te Inter­ak­ti­ons­ef­fek­te mani­fest (p < 0,001). Des­halb wur­de eine linea­re Regres­si­ons­ana­ly­se für jeden ein­zel­nen Pro­ban­den durch­ge­führt (Aus­zug sie­he Abbil­dung 6). Für ein­zel­ne Pro­ban­den besteht eine gute Kor­re­la­ti­on zwi­schen Sagit­tal­mo­men­ten­ma­xi­mum und Knie­ach­sen­ver­schie­bung (Bestimmt­heits­maß R² > 0,7 für Pro­band A, B sowie 0,7 > R² > 0,3 für die Pro­ban­den D, E, F). Für die­se Pro­ban­den kann also bestä­tigt wer­den, dass sich eine Ver­la­ge­rung der Knie­ach­se nach pos­te­rior ungüns­tig auf die Höhe der Streck­mo­men­te und damit auf die Ein­lei­tung der Schwung­pha­se auswirkt.

Auto­ma­ti­sche Klas­si­fi­zie­rung des Prothesenaufbaus

Auf­grund der gro­ßen inter­in­di­vi­du­el­len Unter­schie­de konn­ten bis­her kei­ne all­ge­mein­gül­ti­gen Aus­sa­gen zur Pro­the­sen­auf­bau­op­ti­mie­rung getrof­fen wer­den. Um den­noch dem Ziel der voll­stän­dig auto­ma­ti­sier­ten Mess­da­ten­aus­wer­tung und suk­zes­si­ve einem Vor­schlag zur Auf­bau­op­ti­mie­rung näher zu kom­men, wur­den Metho­den des maschi­nel­len Ler­nens ange­wandt. Zunächst soll­ten die auf­ge­nom­me­nen Schrit­te anhand der Mess­da­ten auto­ma­tisch klas­si­fi­ziert und einer der Auf­bau­va­ria­tio­nen zuge­ord­net wer­den. Dazu erfolgt eine Unter­tei­lung aller auf­ge­nom­me­nen Schrit­te in Test­da­ten (20 %) und Trai­nings­da­ten (80 %). Mit Letz­te­ren wird ein CART-Algo­rith­mus („clas­si­fi­ca­ti­on and regres­si­on tree“, „boot­strap aggre­ga­ting“) trai­niert, die Klas­si­fi­zie­rung anhand 34 aus­ge­wähl­ter bio­me­cha­ni­scher Para­me­ter vor­zu­neh­men. Danach wer­den die zu den Test­da­ten gehö­ren­den Schrit­te vom Algo­rith­mus den ein­zel­nen Auf­bau­va­ria­tio­nen zuge­ord­net. Zuletzt wird geprüft, ob die Zuord­nung der Test­da­ten zutref­fend war. Eine beson­de­re Bedeu­tung kommt dabei der Aus­wahl des Trai­nings­da­ten­sat­zes zu. Bei Anwen­dung der stra­ti­fi­zier­ten Kreuz­va­li­die­rung, die eine ver­gleich­ba­re Vari­anz in Test- und Trai­nings­da­ten sicher­stellt, konn­te eine sehr hohe Genau­ig­keit bei der auto­ma­ti­schen Zuord­nung von 98 % erzielt wer­den. In Tabel­le 2 ist die zuge­hö­ri­ge Wahr­heits­ma­trix („con­fu­si­on matrix“) dar­ge­stellt, die die Anzahl der auto­ma­tisch einem Auf­bau zuge­ord­ne­ten Schrit­te sowie die tat­säch­li­che Klas­sen­zu­ge­hö­rig­keit zeigt. Erfolg­te die Ein­tei­lung in Test- und Trai­nings­da­ten­satz mit der Lea­ve-one-out-Metho­de, bei der die Mess­da­ten eines Pro­ban­den den Test­da­ten­satz bil­den, schei­tert die auto­ma­ti­sche Zuord­nung. Dem­nach kann die Exper­ten­soft­ware bis­her kei­ne Aus­sa­gen für erst­ma­lig mit dem Sys­tem ver­sorg­te Pro­ban­den treffen.

Dis­kus­si­on und Ausblick

Im Ver­gleich zwi­schen dem aktu­el­len Stan­dard, der sta­tio­nä­ren kame­ra­ba­sier­ten Gang­ana­ly­se, und dem mobi­len Gang­ana­ly­se­sys­tem konn­ten gute Über­ein­stim­mun­gen erzielt wer­den. Beim Knie­ge­lenk­win­kel gab es auf der kon­tralate­ra­len Sei­te im Bereich grö­ße­rer Dyna­mik aller­dings grö­ße­re Abwei­chun­gen zwi­schen den Sys­te­men. Mit Hil­fe geeig­ne­ter Fil­ter­ver­fah­ren soll der Ein­fluss der ursäch­li­chen Weich­teil­be­we­gun­gen in Zukunft ver­rin­gert wer­den. Ers­te exem­pla­ri­sche Tests zei­gen, dass eine deut­li­che Ver­rin­ge­rung der Abwei­chun­gen mög­lich ist. Beim Ver­gleich von Kräf­ten und Momen­ten spie­len die kine­ma­ti­schen Mess­feh­ler eben­falls eine ent­schei­den­de Rol­le. Jedoch sind trotz der metho­disch beding­ten Abwei­chun­gen zwi­schen den Sys­te­men rela­ti­ve Aus­sa­gen zur Aus­wir­kung von Auf­bau­va­ria­tio­nen möglich.

Die Ergeb­nis­se der Stu­die zei­gen, dass die Varia­ti­on der Knie­pol­po­si­ti­on in der Sagit­tal­ebe­ne die Gang­sym­me­trie beein­flusst. Dies trifft jedoch nicht auf alle Pro­ban­den zu. Die Ursa­che könn­te in den indi­vi­du­el­len Vor­aus­set­zun­gen des Pro­ban­den lie­gen, die die erreich­ba­re Sym­me­trie im Gang­bild beschrän­ken. Dies wird auch bei der Bewer­tung der Sagit­tal­mo­men­te wäh­rend der Stand­pha­se deut­lich. Hier zeig­te sich ein stark indi­vi­du­el­les Sicher­heits­be­dürf­nis jedes Pro­ban­den. Ver­mut­lich spie­len dabei akti­ve Kom­pen­sa­ti­ons­be­we­gun­gen im Ober­kör­per eine ent­schei­den­de Rol­le. Die­se Bewe­gun­gen wur­den zwar erfasst, jedoch ist zunächst eine Wei­ter­ent­wick­lung der Aus­wer­tungs­al­go­rith­men not­wen­dig, um in Zukunft genaue Aus­sa­gen zu Kom­pen­sa­ti­ons­be­we­gun­gen tref­fen zu können.

Ein wei­te­rer Fokus soll auf der Nor­mie­rung der bio­me­cha­ni­schen Para­me­ter lie­gen, um trotz der gro­ßen inter­in­di­vi­du­el­len Unter­schie­de eine auto­ma­ti­sche Aus­wer­tung der Mess­da­ten zu ermög­li­chen. Ein­fa­che Metho­den wie die Gewichts- oder Kör­per­grö­ßen­nor­mie­rung brach­ten bis­her kei­nen Erfolg. Lässt sich der Pro­ban­den­ein­fluss eli­mi­nie­ren, kann im letz­ten Schritt der Umkehr­schluss zur auto­ma­ti­schen Klas­si­fi­zie­rung gezo­gen wer­den: Basie­rend auf den Mess­da­ten soll die Exper­ten­soft­ware eine Anpas­sung am Pro­the­sen­auf­bau vor­schla­gen, die zu einer Ver­bes­se­rung des Gang­bilds führt. Dabei soll der Pro­band bis­her nicht im Sys­tem erfasst wor­den sein, und es sol­len mög­lichst nur Daten eines Pro­the­sen­auf­baus auf­ge­nom­men wer­den. Nach Abschluss der lau­fen­den zwei­ten Pro­ban­den­stu­die wird die­ses Ziel in den Fokus rücken. Den­noch bleibt auch danach ein erheb­li­cher For­schungs­be­darf bestehen, da bis­her nur ein klei­ner Teil der denk­ba­ren Varia­tio­nen am Pro­the­sen­auf­bau unter­sucht wur­de. Außer­dem soll­te in Zukunft ein grö­ße­res Pro­ban­den­kol­lek­tiv betrach­tet wer­den, um die All­ge­mein­gül­tig­keit der ermit­tel­ten Zusam­men­hän­ge wei­ter abzusichern.

Das mobi­le Gang­ana­ly­se­sys­tem eig­net sich bis­her nur bedingt für die all­täg­li­che Pati­en­ten­ver­sor­gung. So ist die Exper­ten­soft­ware noch nicht anwen­der­freund­lich und der Auf­wand zum Ein­bau des Sys­tems nicht uner­heb­lich. Außer­dem schließt die Bau­hö­he des Kraft- und Momen­ten­sen­sors Pati­en­ten mit län­ge­ren Stümp­fen oder Knie­ex­ar­ti­ku­la­tio­nen aus der Betrach­tung aus. Des­halb wer­den ver­schie­de­ne Opti­mie­rungs­an­sät­ze ver­folgt. So soll die Nut­zer­ober­flä­che der Soft­ware neu gestal­tet und die Echt­zeit­fä­hig­keit des Sys­tems wei­ter ver­bes­sert wer­den, um dem Ortho­pä­die-Tech­ni­ker eine direk­te Rück­mel­dung zum Gang­bild geben zu kön­nen. Wei­ter­hin wer­den ein­zel­ne Kom­po­nen­ten des mobi­len Gang­ana­ly­se­sys­tems in einem Gehäu­se zusam­men­ge­fasst, um den Auf­wand beim Ein­bau in die Pro­the­se zu ver­rin­gern. Die Bau­hö­he des Sys­tems ist für die Pati­en­ten­ver­sor­gung weni­ger pro­ble­ma­tisch, da dort meist auf einen Ver­schie­be­ad­ap­ter ver­zich­tet wer­den kann und der Grund­kör­per des Kraft- und Momen­ten­sen­sors eine weit gerin­ge­re Sys­tem­hö­he aufweist.

Trotz der erwähn­ten Limi­ta­tio­nen und Opti­mie­rungs­po­ten­zia­le ist das mobi­le Gang­ana­ly­se­sys­tem eine viel­ver­spre­chen­de Mög­lich­keit zur Unter­stüt­zung einer qua­li­täts­ori­en­tier­ten pro­the­ti­schen Ver­sor­gung. Dabei bie­tet die Bewer­tung der Pro­the­sen­dy­na­mik anhand objek­ti­ver Mess­wer­te einen erheb­li­chen Mehr­wert. Denn durch das Gangs­ehen kann die Ursa­che indi­vi­du­el­ler Pro­ble­me im Gang­bild häu­fig nur schwer iden­ti­fi­ziert wer­den. Bis­her muss sich jeder Pati­ent allein auf die Erfah­rung sei­nes Ortho­pä­die-Tech­ni­kers ver­las­sen. Das mobi­le Gang­ana­ly­se­sys­tem könn­te aber auch dazu bei­tra­gen, die­se so wich­ti­ge Fähig­keit bes­ser zu schu­len. Des­halb ist eine Fort­set­zung der For­schung zur Opti­mie­rung des Gang­bil­des trans­fe­mo­ral Ampu­tier­ter in den nächs­ten Jah­ren geplant.

Für die Autoren:
Dipl.-Ing. Juli­us Thiele
Tech­ni­sche Uni­ver­si­tät Berlin
Fach­ge­biet Medizintechnik
Dove­str. 6
10587 Ber­lin
julius.thiele@tu-berlin.de

Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

Zita­ti­on
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