Gang­mus­ter von Ampu­tier­ten in Abhän­gig­keit vom Amputationsniveau

Ein­lei­tung

Das Labor für Bewe­gungs­ana­ly­se der Ortho­pä­di­schen Uni­ver­si­täts­kli­nik in Hei­del­berg wur­de pri­mär mit dem Ziel der The­ra­pie­pla­nung und Erfolgs­kon­trol­le von ope­ra­ti­ven Ein­grif­fen bei Pati­en­ten mit neu­ro­lo­gisch beding­ten Gang­stö­run­gen eta­bliert. Jedoch wur­den über vie­le Jah­re hin­weg auch Pro­the­sen­nut­zer unter­schied­li­cher Ampu­ta­ti­ons­ni­veaus unter­sucht. Hin­ter­grund waren Stu­di­en zu Pro­the­sen­pass­tei­len wie auch beson­de­re kli­ni­sche Ein­zel­fäl­le. Die­ser Daten­pool bie­tet sich an, um Cha­rak­te­ris­ti­ka des Gang­bil­des in Abhän­gig­keit vom Ampu­ta­ti­ons­ni­veau abzuleiten.

Eine Ampu­ta­ti­on der unte­ren Extre­mi­tät geht offen­sicht­lich mit einer Ände­rung der Bio­me­cha­nik des gesam­ten Bewe­gungs­ap­pa­ra­tes ein­her ¹. Pro­the­sen kön­nen die­se Ein­schrän­kun­gen, wie z. B. einen Ver­lust an Leis­tungs­fä­hig­keit oder eine geän­der­te bzw. feh­len­de Sen­so­rik und Pro­prio­zep­ti­on, bis dato nur unvoll­stän­dig aus­glei­chen ². Als Kon­se­quenz wei­sen Pro­the­sen­nut­zer Sei­ten­asym­me­trien und Kom­pen­sa­ti­ons­me­cha­nis­men beim Gehen auf. Hier­bei ist es nahe lie­gend, dass Pati­en­ten mit unter­schied­li­chen Ampu­ta­ti­ons­ni­veaus typi­sche und jewei­lig cha­rak­te­ris­ti­sche Gang­bil­der auf­grund von spe­zi­fi­schen Ein­schrän­kun­gen zeigen.

Ver­schie­de­ne Arbei­ten cha­rak­te­ri­sie­ren das Gang­bild einer Ampu­ta­ti­ons­hö­he z. B. bei Unter­schen­kel- ³ oder Ober­schen­kel­am­pu­tier­ten ⁴. Uns ist jedoch nur die Arbeit von Lud­wigs und Kol­le­gen ⁵ zu bio­me­cha­ni­schen Cha­rak­te­ris­ti­ka von unter­schied­li­chen Ampu­ta­ti­ons­ni­veaus bekannt. Gene­rell zeigt sich, dass bei höhe­ren Ampu­ta­tio­nen die Abwei­chun­gen im Ver­gleich zum phy­sio­lo­gi­schen Gang­bild grö­ßer wer­den. Je höher das Ampu­ta­ti­ons­ni­veau, des­to mehr Gelen­ke sind von der Ampu­ta­ti­on betrof­fen. Wei­ter­hin sind Anwen­der mit einem hohem Ampu­ta­ti­ons­ni­veau mit kur­zen funk­tio­nel­len Hebeln, einer voll­kom­men geän­der­ten Pro­prio­zep­ti­on und einem gro­ßen Ver­lust an Mus­ku­la­tur ⁶ und Kraft ⁷ konfrontiert.

Neben die­sen nut­zer­spe­zi­fi­schen Ein­fluss­fak­to­ren haben natür­lich auch die tech­ni­schen Eigen­schaf­ten der pro­the­ti­schen Ver­sor­gung einen Ein­fluss auf das Gang­bild. Die Wahl der Pass­tei­le ⁸, deren Auf­bau ^{9 10} und das Schaft­de­sign sind wich­ti­ge Ein­fluss­fak­to­ren, um die indi­vi­du­ell best­mög­li­che Ver­sor­gung zu errei­chen. Auch phy­sio­the­ra­peu­ti­sche Maß­nah­men, wie z. B. eine Pro­the­sen­ge­brauchs­schu­lung bzw. Geh­schu­le, sind als Ein­fluss­fak­to­ren zu nen­nen. Die­se spe­zi­fi­schen Ein­flüs­se sol­len hier jedoch ver­nach­läs­sigt wer­den. Unab­hän­gig von der ortho­pä­die­tech­ni­schen Ver­sor­gung der Nut­zer und deren indi­vi­du­el­len phy­si­schen Leis­tungs­fä­hig­keit soll eine Aus­sa­ge über das jewei­li­ge cha­rak­te­ris­ti­sche Gang­mus­ter eines Ampu­ta­ti­ons­ni­veaus getrof­fen wer­den, um grund­le­gen­de Pro­ble­me der jewei­li­gen Ampu­ta­ti­ons­hö­he beim Gehen aufzuzeigen.

Hier­zu konn­ten retro­spek­tiv die Daten von 85 Pro­the­sen­nut­zern unter­schied­li­cher Ampu­ta­ti­ons­ni­veaus in die­se Stu­die ein­ge­schlos­sen wer­den. Es wur­den die Mit­tel­wer­te der Kine­ma­tik (Gelenk­win­kel) und der Raum-Zeit-Para­me­ter (z. B. Geh­ge­schwin­dig­keit, Schritt­län­ge) betrach­tet, um einen Ein­druck über die prin­zi­pi­el­len Gang­cha­rak­te­ris­ti­ka zu erhalten.

Mate­ri­al und Methoden

Pati­en­ten- und Probandenkollektiv

Die Daten von ins­ge­samt 85 Pro­the­sen­nut­zern (16 weib­lich; Grö­ße 167 cm ± 7 cm; Gewicht 62 kg ± 17 kg; Alter 39 Jah­re ± 12 Jah­re / 69 männ­lich; Grö­ße 177 cm ± 23 cm; Gewicht 80 kg ± 20 kg; Alter 42 Jah­re ± 14 Jah­re) mit unter­schied­li­chem uni­la­te­ra­len Ampu­ta­ti­ons­ni­veau wur­den retro­spek­tiv in die­se Stu­die ein­ge­schlos­sen. Die Anwen­der konn­ten fol­gen­den Grup­pen zuge­ord­net wer­den: Hemi­pel­vek­to­mie (HP, 4 Pro­ban­den), Hüf­tex­ar­ti­ku­la­ti­on (HE, 10 Pro­ban­den), trans­fe­mo­ra­le Ampu­ta­ti­on (TFA, 38 Pro­ban­den) und trans­ti­bia­le Ampu­ta­ti­on (TTA, 33 Pro­ban­den). Die ver­wen­de­ten Pro­the­sen­pass­tei­le der Anwen­der sind, soweit doku­men­tiert, in Tabel­le 1 auf­ge­lis­tet. Im Wesent­li­chen wur­den Ener­gie-rück­ge­ben­de Füße ein­ge­setzt. Es kamen unter ande­rem die Model­le C‑Walk^© und Tri­as^© der Fir­ma Otto Bock und die Model­le Vari-Flex^©, Vari-Flex^© Modu­lar und Talux^© der Fir­ma Össur zum Ein­satz. Neben den Ener­gie-rück­ge­ben­den Füßen wur­den auch Füße mit Ener­gie-absor­bie­ren­den Ele­men­ten ein­ge­setzt, wie z. B. der Mul­tiflex^© (Endo­li­te) oder der True Step^© (Col­lege Park). Bei den Mikro­pro­zes­sor-gesteu­er­ten Knie­ge­len­ken kamen aus­schließ­lich das C‑Leg^© (Otto Bock) und das Rheo Knee^© (Össur) zum Ein­satz. In der Grup­pe der poly­zen­tri­schen Gelen­ke wur­den die Pro­duk­te 3A2000^© (Strei­fen­e­der) und 3R60^© (Otto Bock) ein­ge­setzt. Bei den mono­zen­tri­schen, nicht Mikro­pro­zes­sor-gesteu­er­ten Gelen­ken wur­de aus­schließ­lich das Gelenk XG-Mauch^© (Össur) ein­ge­setzt. Drei von 14 HP bzw. HE wur­den mit einer Kom­bi­na­ti­on aus einem C‑Leg^© und einer Helix3D^© Hüf­te (bei­des Otto Bock) ver­sorgt. Alle TTA ver­wen­de­ten Kurz­pro­the­sen und alle TFA Voll­kon­takt­schäf­te. Die­se waren jedoch mit unter­schied­li­chen Schaft­de­signs und Sus­pen­si­ons­tech­ni­ken aus­ge­stat­tet. Die 3 HE-Ver­sor­gun­gen mit dem Helix3D^©-Hüft­ge­lenk wur­den mit einem Car­bon­rah­men­schaft mit Sili­ko­nin­let ver­sorgt. Zu Ver­gleichs­zwe­cken wur­den die Daten von 17 gesun­den Pro­ban­den ver­wen­det (NORM; 7 weib­lich und 10 männ­lich; Grö­ße 178 cm ± 7.9 cm; Gewicht 72 kg ± 13.8 kg; 28 Jah­re ± 5,6 Jahre).

Gang­ana­ly­se

Alle Pro­ban­den durch­lie­fen im Zeit­raum von 1993 bis 2010 eine instru­men­tel­le 3D-Gang­ana­ly­se für das Gehen in der Ebe­ne. Hier­für wur­de ein opto­elek­tro­ni­sches Bewe­gungs­ana­ly­se­sys­tem der Fir­ma Vicon (Oxford, Groß­bri­tan­ni­en) ein­ge­setzt. Über auf der Haut bzw. der Pro­the­se ange­brach­te Mar­ker­ku­geln defi­nie­ren dabei Seg­men­te, die als Berech­nungs­grund­la­ge für die Gelenk­win­kel die­nen. Die Posi­tio­nie­rung der Mar­ker auf ana­to­mi­schen Land­mar­ken des Pro­ban­den und die Berech­nun­gen der Kine­ma­tik (Gelenk­win­kel) erfolg­te gemäß dem Modell „Plug­in-Gait“ (Vicon, Oxford, Groß­bri­tan­ni­en), wel­ches auf dem bio­me­cha­ni­schen Modell von Kad­a­ba basiert ^{11 12 13}.

Für die­se Stu­die wur­de die sagit­ta­le Kine­ma­tik des Beckens, des Hüft­ge­lenks, des Knie­ge­lenks und des obe­ren Sprung­ge­lenks jeweils für die betrof­fe­ne und nicht betrof­fe­ne Sei­te betrach­tet. Als Daten­ba­sis die­nen über meh­re­re Schrit­te jeweils gemit­tel­te Geh­durch­gän­ge jedes Pro­the­sen­nut­zers, die ent­spre­chend der Ampu­ta­ti­ons­hö­he einer der vier Grup­pen HP, HE, TFA und TTA zuge­ord­net wur­den. Die­se Mit­tel­wer­te für jeden ein­zel­nen Pro­ban­den wur­den über die Grup­pen wie­der­um gemit­telt, um das Gang­bild für jede Unter­grup­pe abzuleiten.

Neben der Kine­ma­tik wur­den die Raum-Zeit-Para­me­ter ermit­telt. Die­se schlie­ßen die Schritt­län­ge, Schritt­dau­er, Ein­zel­un­ter­stüt­zungs­dau­er und die Stand­pha­sen­dau­er der betrof­fe­nen und nicht betrof­fe­nen Sei­te ein. Eben­falls wur­den nicht sei­ten­be­zo­ge­ne Raum-Zeit-Para­me­ter wie Kadenz (Schrit­te pro Minu­te) und die Geh­ge­schwin­dig­keit erho­ben. Wei­ter wur­de ein Sym­me­trie­in­dex (SI) der sei­ten­be­zo­ge­nen Gang­pa­ra­me­ter über das Ver­hält­nis zwi­schen der betrof­fe­nen Sei­te und der nicht betrof­fe­nen Sei­te berech­net ¹⁴. Wer­te für den SI um 1 zei­gen eine gro­ße Sym­me­trie an. Je wei­ter der SI von 1 ent­fernt ist, posi­tiv wie auch nega­tiv, des­to grö­ßer ist die Asym­me­trie für den ent­spre­chen­den Para­me­ter zwi­schen der betrof­fe­nen und nicht betrof­fe­nen Seite.

Ergeb­nis­se

Raum-Zeit-Para­me­ter

Für die höhe­ren Ampu­ta­ti­ons­ni­veaus sind die sei­ten­be­zo­ge­nen Raum-Zeit-Para­me­ter Kadenz und Geh­ge­schwin­dig­keit nied­ri­ger im Ver­gleich zu den nied­ri­ge­ren Ampu­ta­ti­ons­ni­veaus. Eine Aus­nah­me die­ses Trends ist die Kadenz bei der Grup­pe HP, die im Ver­gleich zu HE eine höhe­re Kadenz, also mehr Schrit­te pro Minu­te, aufweist.

Der Ver­gleich der sei­ten­be­zo­ge­nen Raum-Zeit-Para­me­ter inner­halb der Grup­pen zeigt bei allen Grup­pen Asym­me­trien in der Schritt­dau­er, der Ein­zel­un­ter­stüt­zungs­pha­se und auch in der Stand­pha­sen­dau­er zwi­schen der nicht betrof­fe­nen und betrof­fe­nen Sei­te (Tab. 2). Es zeigt sich, dass bei höhe­ren Ampu­ta­tio­nen die­se Asym­me­trien grö­ßer aus­fal­len. Mit einer Schritt­län­ge von 0,54 m für bei­de Sei­ten weist die Grup­pe HP den gerings­ten Wert aller Grup­pen auf. Hier zeigt sich jedoch eine sym­me­tri­sche Schrittlänge.

Wei­ter wur­de ein Bezug zu phy­sio­lo­gi­schen Raum-Zeit-Para­me­tern her­ge­stellt, indem die Ergeb­nis­se auf die ent­spre­chen­den Para­me­ter der Refe­renz nor­miert wur­den. 100 % ent­spre­chen also dem Ergeb­nis der Refe­renz (Abb. 1).

Kine­ma­tik

In der Dar­stel­lung der Kine­ma­tik zeigt sich grund­sätz­lich, dass bei höhe­ren Ampu­ta­tio­nen grö­ße­re Abwei­chun­gen zum Norm­kol­lek­tiv (grau­es Band = Mit­tel­wert ± Stan­dard­ab­wei­chung), ins­be­son­de­re der betrof­fe­nen Sei­te, auf­tre­ten (Abb. 2). Die sagit­ta­le Becken­be­we­gung ver­läuft bei der Grup­pe TTA inner­halb des Ban­des des Refe­renz­kol­lek­tivs, bei TFA zeigt sich eine Ten­denz zur Becken­vor­kip­pung und die Grup­pen HE und HP wei­sen ein deut­lich ver­grö­ßer­tes Bewe­gungs­aus­maß auf (Abb. 2). Die Hüft­ki­ne­ma­tik der Grup­pe TTA ist für bei­de Sei­ten am bes­ten an die Wer­te der Refe­renz ange­nä­hert. Die Grup­pe TFA zeigt Abwei­chun­gen der betrof­fe­nen Sei­te in der ers­ten Hälf­te der Stand­pha­se in Form einer ver­min­der­ten Hüft­fle­xi­on (sie­he Abb. 2). Die Grup­pen HP und HE wei­sen eine deut­lich ver­än­der­te Hüft­ki­ne­ma­tik für bei­de Sei­ten auf. Hier zeigt sich eine deut­li­che Reduk­ti­on des Bewe­gungs­aus­ma­ßes für die betrof­fe­ne Sei­te und ein ver­grö­ßer­tes Bewe­gungs­aus­maß für die erhal­te­ne Sei­te im Ver­gleich zur Refe­renz. Das Bewe­gungs­aus­maß des pro­the­ti­schen Knie­ge­lenks in der Schwung­pha­se sinkt mit zuneh­men­der Höhe der Ampu­ta­ti­on (sie­he Abb. 2).

Die Grup­pe TTA ist durch eine ver­min­der­te Stand­pha­sen­fle­xi­on des Knie­ge­lenks der betrof­fe­nen Sei­te von ca. 10° wäh­rend der Belas­tungs­ant­wort gekenn­zeich­net. Die pro­the­ti­schen Knie­ge­len­ke der Grup­pen TFA, HE und HP zei­gen kei­ne bzw. eine stark redu­zier­te Stand­pha­sen­fle­xi­on in der Belas­tungs­ant­wort (sie­he Abb. 2/ ers­tes Drit­tel der Stand­pha­se). Für die Knie­ge­lenks­ki­ne­ma­tik der erhal­te­nen Sei­te wei­sen die Grup­pen TTA und TFA im Mit­tel einen phy­sio­lo­gi­schen Kur­ven­ver­lauf auf. Die Grup­pen mit hohen Ampu­ta­tio­nen (HP und HE) haben eine erhöh­te Knie­ge­lenks­fle­xi­on in der mitt­le­ren Stand­pha­se. Die Dor­sal­ex­ten­si­on in der mitt­le­ren Stand­pha­se der erhal­te­nen Sei­te ist für die Grup­pen TFA, HE und HP vermindert.

Dis­kus­si­on

Raum-Zeit-Para­me­ter

Bei Betrach­tung der gemit­tel­ten Wer­te inner­halb der Grup­pen wird deut­lich, dass mit der Höhe der Ampu­ta­ti­on die Asym­me­trie zwi­schen bei­den Sei­ten ansteigt. Dies ist auf­grund der funk­tio­nel­len Aus­wir­kung der jewei­li­gen Ampu­ta­ti­on, bzw. wie vie­le der drei gro­ßen Gelen­ke (obe­res Sprung­ge­lenk, Knie- und Hüft­ge­lenk) invol­viert sind, ein nahe lie­gen­des Ergeb­nis und deu­tet auf eine ver­min­der­te Steue­rungs­fä­hig­keit der Pro­the­se bei höhe­ren Ampu­ta­tio­nen hin. Sym­me­trie wird im kli­ni­schen Kon­text typi­scher­wei­se mit einem nor­ma­len, nicht patho­lo­gi­schen Gang­bild in Ver­bin­dung gebracht. Am Bei­spiel der Schritt­län­ge der HP zeigt sich, dass sym­me­tri­sche sei­ten­be­zo­ge­ne Raum-Zeit-Para­me­ter nicht aus­schließ­lich als Indi­ka­tor für ein phy­sio­lo­gi­sches Gang­bild ein­ge­setzt wer­den kön­nen, da iden­ti­sche patho­lo­gi­sche Abwei­chun­gen bei­der Sei­ten eben­falls sym­me­trisch sind. Als Bei­spiel hier­für ist das Gang­bild nach bila­te­ra­len Ampu­ta­tio­nen zu nen­nen. So zei­gen bei­spiels­wei­se Unter­schen­kel­am­pu­tier­te eine sym­me­tri­sche Schritt­län­ge und Stand­pha­sen­dau­er, gleich­zei­tig aber eine ver­rin­ger­te Schritt­län­ge und Geh­ge­schwin­dig­keit im Ver­gleich zu einem Refe­renz­kol­lek­tiv ¹⁵.

Wei­ter weist die Grup­pe HP eine höhe­re Kadenz im Ver­gleich zum nächst nied­ri­ge­ren Ampu­ta­ti­ons­ni­veau (Grup­pe HE) auf. Dar­an wird deut­lich, dass die kür­ze­re Schritt­län­ge der Grup­pe HP anschei­nend nicht aus­reicht, um sich ange­mes­sen schnell fort­zu­be­we­gen. In der Grup­pe HP wird dies mit einer höhe­ren Kadenz (Schritt­fre­quenz) aus­ge­gli­chen, um nicht zu viel an Geh­ge­schwin­dig­keit zu ver­lie­ren. Die­se bleibt jedoch mit 0,91 m/s um rund ein Drit­tel lang­sa­mer als im Refe­renz­kol­lek­tiv mit 1,42 m/s.

Kine­ma­tik

Die gemit­tel­ten Wer­te der Kine­ma­tik inner­halb der Grup­pen zei­gen ein­drück­lich, dass bei den hohen Ampu­ta­ti­ons­ni­veaus (HP und HE) nur noch das Becken zur Steue­rung der Pro­the­se ver­bleibt. Das gro­ße unphy­sio­lo­gi­sche Bewe­gungs­aus­maß der Becken­kip­pung in den Grup­pen HP und HE und das redu­zier­te Bewe­gungs­aus­maß der Hüf­te sind ein­deu­ti­ge Anzei­chen hier­für. Bei der Bewer­tung der Becken­kip­pung ist eine Limi­tie­rung des bio­me­cha­ni­schen Modells zu beach­ten. Hier wird nicht die Becken­be­we­gung, son­dern die Bewe­gung des Becken­korbs gegen­über dem Raum betrach­tet, da die Mar­ker zwangs­wei­se auf den Korb geklebt wer­den. In den Grup­pen HP und HE wird die Pro­the­se mit einer gro­ßen Rück­kip­pung des Becken­kor­bes auf­ge­setzt (Abb. 2 / Becken­kip­pung beim FS). Inner­halb der gesam­ten Stand­pha­se wird der Becken­korb all­mäh­lich nach vor­ne gekippt, um in der Schwung­pha­se wie­der zurück zu kippen.

Man erkennt also deut­lich, dass die feh­len­de Beweg­lich­keit der pro­the­ti­schen Hüf­te mit­tels einer ver­stärk­ten Bewe­gung des Beckens aus­ge­gli­chen wer­den muss, um die betrof­fe­ne Sei­te nach vor­ne zu bewe­gen. Moder­ne­re Ver­sor­gungs­kon­zep­te, wie z. B. das Helix3D^© Hüft­ge­lenk in Kom­bi­na­ti­on mit dem C‑Leg^© (Otto Bock, Duder­stadt, Deutsch­land), gehen auf die­sen Umstand ein und tra­gen dazu bei, das Bewe­gungs­aus­maß der Becken­kip­pung zu redu­zie­ren ¹⁶.

Die Knie­ge­lenks­ki­ne­ma­tik der betrof­fe­nen Sei­te ist in der Grup­pe TTA am bes­ten dem Refe­renz­kol­lek­tiv ange­nä­hert. Hier zeigt sich im Wesent­li­chen eine um ca. 10° redu­zier­te Knie­beu­gung in der Belas­tungs­ant­wort der Stand­pha­se. Dies deu­tet dar­auf hin, dass in der Grup­pe TTA eine ver­min­der­te Kon­trol­le des Knie­ge­lenks vor­liegt, was z. B. auf ein Kraft­de­fi­zit des betrof­fe­nen Knie­ge­lenks zurück­ge­führt wer­den kann ^{17 18}. Die Knie­ge­lenks­ki­ne­ma­tik in der Grup­pe TFA zeigt, dass ein „Yiel­ding“ bzw. „Boun­cing“ des pro­the­ti­schen Knies anschei­nend nicht genutzt wird. Dies mag im Ein­zel­fall anders sein, da eine Mit­te­lung über die gesam­te Grup­pe Ein­zel­er­geb­nis­se ver­schlei­ert. Wei­ter kommt hin­zu, dass nicht alle Details der Ver­sor­gun­gen bekannt sind und zu den frü­hes­ten Mess­zeit­punk­ten z. B. Mikro­pro­zes­sor-gesteu­er­te Gelen­ke noch gar nicht ver­füg­bar waren.

Bei den Grup­pen HP und HE ist die Knie­ge­lenks­ki­ne­ma­tik der Pro­the­se deut­lich redu­ziert, was mit einer Reduk­ti­on der Schwung­pha­sen­frei­heit ein­her geht. Die ver­mehr­te Knief­le­xi­on der erhal­te­nen Sei­te in der Ein­zel­un­ter­stüt­zungs­pha­se der Grup­pen HP und HE ist schwer zu inter­pre­tie­ren. Zum einen könn­te die­ses Ver­hal­ten dazu die­nen, den Bewe­gungs­um­fang der Becken­kip­pung zu ver­grö­ßern, da bei einem flek­tier­ten Knie­ge­lenk der erhal­te­nen Sei­te der Becken­korb in der Schwung­pha­se der betrof­fe­nen Sei­te nomi­nell wei­ter zurück gekippt wer­den kann. Dies wie­der­um könn­te dazu die­nen, die Schritt­län­ge der Pro­the­se zu ver­grö­ßern. Wei­ter wäre es denk­bar, dass die Steue­rung des Kör­per­schwer­punkts mit­tels der erhal­te­nen Hüf­te in den Grup­pen HP und HE auf­grund des Becken­kor­bes ein­ge­schränkt ist, und die­se Steue­rung zum Teil vom erhal­te­nen Knie­ge­lenk über­nom­men wird.

Kom­pen­sa­ti­ons­me­cha­nis­men, wie z. B. ein frü­hes Ablö­sen der Fer­se des erhal­te­nen Beins zur Sicher­stel­lung der Schwung­pha­sen­frei­heit, tre­ten bei höhe­rer Ampu­ta­ti­on häu­fi­ger auf. Dies kann man in der OSG-Kine­ma­tik der erhal­te­nen Sei­te an der ver­mehr­ten Plant­ar­fle­xi­on in der mitt­le­ren Stand­pha­se in den Grup­pen TFA, HE und HP erken­nen. Die­ser Mecha­nis­mus führt zu einem unphy­sio­lo­gi­schen und vor allem unöko­no­mi­schen Gang­bild, da hier­durch der Kör­per­schwer­punkt im Raum weit­aus mehr ver­ti­ka­le Bewe­gung auf­weist als beim phy­sio­lo­gi­schen Gehen. Die ver­ti­ka­le Bewe­gung des Mas­sen­schwer­punkts beträgt beim phy­sio­lo­gi­schen Gehen ca. 4,5 cm ¹⁹.

Zusam­men­fas­sung

Abschlie­ßend wird durch die Stu­die deut­lich, dass in Abhän­gig­keit des Ampu­ta­ti­ons­ni­veaus die Geh­ge­schwin­dig­keit und die Kadenz deut­lich abneh­men. Die Kadenz wird zwar kom­pen­sa­to­risch in der Grup­pe HP erhöht, ent­spricht jedoch nur ca. 2/3 der Kadenz des Refe­renz­kol­lek­ti­ves. Die Kine­ma­tik weicht ins­ge­samt bei höhe­ren Ampu­ta­tio­nen stär­ker vom phy­sio­lo­gi­schen Ide­al ab. Hier ist der Gang auch weit­aus unöko­no­mi­scher, da zuneh­men­de Abwei­chun­gen der Kine­ma­tik direkt mit einer erhöh­ten Bewe­gung des Kör­per­schwer­punk­tes zusam­men­hän­gen. Wei­ter zeigt sich, dass bei den höhe­ren Ampu­ta­tio­nen ver­stärkt Kom­pen­sa­ti­ons­mus­ter der erhal­te­nen Sei­te auf­tre­ten und die­se somit mehr leis­ten muss.

Im Kon­text der Reha­bi­li­ta­ti­on kön­nen die hier prä­sen­tier­ten Daten zur Ori­en­tie­rung und zur Bewer­tung der zu erwar­ten­den Ver­sor­gungs­er­geb­nis­se die­nen. Sie spie­geln nicht den Ein­zel­fall wider, son­dern zei­gen prin­zi­pi­el­le Pro­ble­ma­ti­ken beim Gehen der unter­schied­li­chen Ampu­ta­ti­ons­ni­veaus auf.

Neben der instru­men­tel­len Gang­ana­ly­se bestehen noch wei­te­re Mög­lich­kei­ten der sys­te­ma­ti­schen funk­tio­nel­len Doku­men­ta­ti­on von Pro­the­sen­an­wen­dern. Eine geschick­te Aus­wahl an funk­tio­nel­len Tests, wel­che im Kon­text mit Pro­the­sen­nut­zern bereits eta­bliert sind, wie z. B. dem Zwei- Minu­ten-Geh­test ²⁰ oder auch Fra­ge­bö­gen, in denen ver­schie­de­ne All­tags­ak­ti­vi­tä­ten abge­fragt wer­den ^{21 22}, kön­nen hel­fen, den kli­ni­schen Ein­druck zu quan­ti­fi­zie­ren. Inter­na­tio­nal, wie auch in Hei­del­berg, wer­den der­zeit Pro­to­kol­le zu einer stan­dar­di­sier­ten Doku­men­ta­ti­on der Funk­ti­on von Anwen­dern mit ihrer pro­the­ti­schen Ver­sor­gung eta­bliert. Ein lan­des­wei­tes Regis­ter in die­ser Form ist in Schwe­den bereits gegrün­det und wur­de von Bengt Söder­berg auf der Ortho­pä­die + Reha-Tech­nik 2012 in Leip­zig vor­ge­stellt ^{23 24}. Ein Regis­ter in die­ser Form ist von hohem Wert, da es hel­fen kann, Versorgungs‑, The­ra­pie- und Reha­bi­li­ta­ti­ons­kon­zep­te zu über­prü­fen und wei­ter zu optimieren.

Für die Autoren:
Dipl.-Ing. (FH) Dani­el Heitzmann
Wis­sen­schaft­li­cher Mitarbeiter
Berei­che Bewegungsanalytik
Stif­tung Orthopädische
Uni­ver­si­täts­kli­nik Heidelberg
Schlier­ba­cher Land­str. 200a
69118 Hei­del­berg
daniel.heitzmann@med.uni-heidelberg.de

Begut­ach­te­ter Beitrag/Reviewed paper

1. Lud­wigs E. et al. Bio­me­cha­ni­sche Cha­rak­te­ris­ti­ken des Gang­bil­des ver­schie­de­ner Ampu­ta­ti­ons­ni­veaus., Pos­ter­bei­trag auf der 6. Jah­res­ta­gung der Deut­schen Gesell­schaft für Bio­me­cha­nik, Müns­ter, 2009
2. Baum­gart­ner R, Bot­ta P. Ampu­ta­ti­on und Ver­sor­gung der Unte­ren Extre­mi­tät. Vol. 2., Stutt­gart: Fer­di­nand Enke Ver­lag, 1995
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