Inno­va­ti­ves Mess­sys­tem bie­tet neue Mög­lich­kei­ten der Bewe­gungs­ana­ly­se in der Prothetik

A. Kerkhoff, N. Dawin, T. Stief, M. Seeßle, K. Peikenkamp
Im Labor für Biomechanik der Fachhochschule Münster wurde das zum Patent angemeldete „bending torsion insole system" (betois) zur Bestimmung mehrdimensionaler Belastungen im Schuh entwickelt. Dieses Innensohlensystem ermöglicht durch mobile Biege- und Torsionsbelastungsmessungen unter anderem die schnelle, einfache und reliable Überprüfung orthopädischer Hilfsmittel. In einer Anwendungsstudie wurden die auftretenden Biegebelastungen zwischen Fuß und Schuh eines Probanden mit transtibialer Amputation mit den Daten von - 27 gesunden Probanden verglichen. Im Bereich des Mittelfußes treten am gesunden Fuß Wechselbelastungen auf. Vergleicht man die Ergebnisse des Probanden mit der Referenzgruppe, so zeigt sich ein veränderter Verlauf: Es werden keine Wechselbelastungen gemessen. Der Beitrag basiert auf einem Vortrag von Annette Kerkhoff auf der OTWorld, für den die Autorin den Nachwuchspreis des Kongresses erhalten hat.

Ein­lei­tung

Das im Labor für Bio­me­cha­nik der Fach­hoch­schu­le Müns­ter ent­wi­ckel­te Mess­sys­tem ermög­licht erst­mals die Ermitt­lung mehr­di­men­sio­na­ler Fuß­be­las­tun­gen im Schuh. Der wis­sen­schaft­li­che Nach­weis der Wirk­sam­keit ortho­pä­di­scher Hilfs­mit­tel wird im Gesund­heits­we­sen immer wich­ti­ger, eben­so die Anpas­sung von Pro­the­sen an die Bedürf­nis­se des jewei­li­gen Trä­gers und die Begrün­dung von Ent­schei­dun­gen anhand objek­ti­ver Mess­da­ten. Hier­für wer­den zum Bei­spiel Kraft­mess­plat­ten, plan­t­are Druck­ver­tei­lungs­mes­sun­gen oder Kame­ra­sys­te­me ein­ge­setzt. Bei Druck­mes­sun­gen wer­den jedoch nur die Aus­wir­kun­gen ein­di­men­sio­na­ler Kräf­te, die senk­recht zu den Sen­so­ren wir­ken, erho­ben. So sind kei­ne Rück­schlüs­se auf Scher­be­las­tun­gen sowie mehr­di­men­sio­na­le Bie­ge- oder Tor­si­ons­be­las­tun­gen des Fußes möglich.

Der plan­t­are Druck zwi­schen Pro­the­sen­fuß und Schuh gilt in der Regel als wenig aus­sa­ge­kräf­tig hin­sicht­lich der Pass­form des Pro­the­sen­fu­ßes. Anpas­sun­gen wer­den meist auf­grund visu­el­ler Über­prü­fun­gen durch den Tech­ni­ker sowie des Feed­backs des Pro­the­sen­trä­gers durch­ge­führt 1. Es wer­den aber auch ein­fa­che Kame­ra­sys­te­me zur Bestim­mung der Gelenk­win­kel oder die sta­ti­sche Ana­ly­se der Kör­per­schwer­punkt­li­nie ein­ge­setzt 2. Mit dem bis­he­ri­gen Stand der Tech­nik kön­nen Momen­te und Kine­ma­tik nur mit immensem Mess­auf­wand objek­tiv ermit­telt wer­den. Zudem geschieht dies häu­fig nur unter Laborbedingungen.

Mit dem neu ent­wi­ckel­ten Mess­sys­tem ist es nun erst­mals mög­lich, Bie­ge- und Tor­si­ons­mo­men­te direkt und ohne gro­ßen Mess­auf­wand am Pro­the­sen­fuß bzw. zwi­schen Fuß und Schuh zu bestim­men. Im Unter­schied zu Kame­ra­sys­te­men, Kraft­mess­sys­te­men und der Ana­ly­se der Kör­per­schwer­punkt­li­nie kön­nen mit dem neu­en Mess­sys­tem die Eigen­schaf­ten des Pro­the­sen­fu­ßes ana­ly­siert wer­den. Dies bezieht sich ins­be­son­de­re auf das Bie­ge­mo­ment, wel­ches im Sin­ne des „Energy-Return”-Effekts die Abroll­be­we­gung wäh­rend der ter­mi­na­len Stand­pha­se unterstützt.

Das betois-Mess­sys­tem bie­tet die Mög­lich­keit, einen schnel­len und mobi­len Ver­gleich zum gesun­den Fuß sowie – dank inte­grier­ter Aus­wer­tungs­soft­ware – auch zwi­schen ver­schie­de­nen Pro­the­sen­fü­ßen her­zu­stel­len. Ein jun­ges Grün­der­team berei­tet die Markt­ein­füh­rung für das zum Patent ange­mel­de­te betois-Mess­sys­tem („ben­ding tor­si­on inso­le sys­tem”) vor und wird hier­für vom Bun­des­wirt­schafts­mi­nis­te­ri­um ein Jahr lang gefördert.

Im Fol­gen­den wird zunächst auf den phy­si­ka­li­schen Hin­ter­grund ein­ge­gan­gen. Anschlie­ßend erfolgt die Vor­stel­lung des neu­en Mess­sys­tems. Der zwei­te Teil befasst sich mit einem Anwen­dungs­bei­spiel aus der Orthopädie-Technik.

Phy­si­ka­li­scher Hintergrund

Das Bie­ge­mo­ment eines Pro­the­sen­fu­ßes wäh­rend des Gehens kann mit dem betois-Mess­sys­tem bestimmt wer­den. Zunächst wird jedoch das Ver­hal­ten eines gesun­den Fußes beschrie­ben. Wird zum Bei­spiel der Vor­fuß in Bezug zum Rück­fuß beim Über­gang von der mitt­le­ren in die ter­mi­na­le Stand­pha­se dor­salex­ten­diert 3, so müs­sen hier­bei Bie­ge­mo­men­te, soge­nann­te Dor­salex­ten­si­ons­mo­men­te, wir­ken. Bie­ge­ver­for­mun­gen oder auch Ver­bie­gun­gen wer­den durch Bie­ge­be­las­tun­gen, soge­nann­te Bie­ge­mo­men­te, her­vor­ge­ru­fen. Bie­ge­mo­men­te sind phy­si­ka­lisch durch das Pro­dukt aus der wir­ken­den Kraft und der Län­ge des Hebel­arms defi­niert. Die Tor­si­on beschreibt die Ver­dre­hung eines Kör­pers, zum Bei­spiel des Fußes, um sei­ne Längs­ach­se. Eine gleich­mä­ßi­ge Tor­si­on des Fußes wäh­rend des Gehens kann ein Indiz für einen siche­ren und sta­bi­len Gang sein.

Betrach­tet man die­se Ver­bie­gun­gen und Ver­dre­hun­gen bei zykli­schen Bewe­gun­gen wie dem Gehen, so resul­tiert aus dem wech­seln­den Plan­t­ar­fle­xi­ons- und Dor­salex­ten­si­ons­mo­ment bzw. der Ver­dre­hung in Rich­tung Fuß­längs­ach­se und ent­ge­gen­ge­setzt eine soge­nann­te Wech­sel­be­las­tung, die über Druck­ver­tei­lungs­mes­sun­gen nicht detek­tiert wer­den kann. Das glei­che phy­si­ka­li­sche Prin­zip gilt für den Pro­the­sen­fuß. Ein Unter­schied besteht jedoch dar­in, dass ein kon­ven­tio­nel­ler Pro­the­sen­fuß kein Sprung­ge­lenk auf­weist und somit die Ver­bie­gung der gesam­ten Car­bon­fe­der bestimmt wird. Betrach­tet man den ana­to­mi­schen Fuß, so ist es mög­lich, eine Dor­salex­ten­si­on im Sprung­ge­lenk durch­zu­füh­ren, ohne dass sich das Bie­ge­mo­ment unter­halb des Mit­tel­fu­ßes ver­än­dert. Im Gegen­satz dazu führt die schein­ba­re Dor­salex­ten­si­on des Pro­the­sen­fu­ßes zu einer Ver­än­de­rung der gemes­se­nen Bie­ge­mo­men­te, da sich die gesam­te Car­bon­fe­der ver­biegt. Auf­grund sei­nes Auf­baus, der teil­wei­se mit einer Feder ver­gli­chen wer­den kann, löst sich in der ter­mi­na­len Stand­pha­se die Ver­for­mung der Car­bon­fe­der wie­der auf, wodurch die oben beschrie­be­ne Unter­stüt­zung des Abroll­ver­hal­tens erfolgt.

Das betois-Mess­sys­tem

Bei betois (Abb. 1) han­delt es sich um ein neu­es Innen­soh­len­mess­sys­tem für die Ermitt­lung von Bie­ge- und Tor­si­ons­be­las­tun­gen am Fuß. Das „Key Fea­ture” der Mess­soh­le ist eine spe­zi­ell geform­te, elas­ti­sche Trä­ger­schicht, an der an ver­schie­de­nen Mess­stel­len Deh­nungs­mess­sen­so­ren posi­tio­niert sind. Durch die spe­zi­el­le Form des Trä­gers kön­nen Bie­ge- und Tor­si­ons­mo­men­te im Schuh in ver­schie­de­nen Fuß­area­len unab­hän­gig ana­ly­siert wer­den. Die Sen­sor­an­ord­nung und ‑ver­schal­tung ermög­licht eine par­al­le­le Auf­nah­me von Bie­ge- und Tor­si­ons­be­las­tun­gen. Mess­stel­len befin­den sich bei­spiels­wei­se pro­xi­mal der dista­len Inter­phal­an­ge­al-Gelen­ke I (DIP I) und V (DIP V), pro­xi­mal der Meta­tars­o­phal­an­ge­al-Gelen­ke I (MTP I) und V (MTP V) sowie distal des Pro­ces­sus cal­ca­neus. Die Daten­auf­nah­me erfolgt über einen Ana­log-digi­tal-Wand­ler, der die Daten kabel­los mit­tels Blue­tooth über­trägt. Mit einer Mess­fre­quenz von bis zu 125 Hertz kön­nen all­täg­li­che sowie lang­sa­me sport­li­che Akti­vi­tä­ten – zum Bei­spiel Gehen und Jog­gen – unter­sucht wer­den. Die Mess­soft­ware ermög­licht eine schnel­le, auto­ma­ti­sche Aus­wer­tung von Stan­dard­pa­ra­me­tern von bis zu vier Unter­su­chungs­be­din­gun­gen (z. B. ver­schie­de­ne Pro­the­sen­fü­ße) für die täg­li­che Pra­xis sowie den Export der Roh­da­ten für wis­sen­schaft­li­che Untersuchungen.

Die Resul­ta­te der Kali­brie­rung mit einem Bestimmt­heits­maß von R2 > 0,999 und einem Linea­ri­täts­fak­tor von fast 1 zei­gen, dass mit dem ent­wi­ckel­ten Mess­sys­tem Bie­ge- und Tor­si­ons­mo­men­te direkt und relia­bel zu detek­tie­ren sind, dass also die fest­ge­stell­ten Wer­te zuver­läs­sig mess­bar sind.

Anwen­dungs­bei­spiel

Im Labor für Bio­me­cha­nik der FH Müns­ter wur­den für die Erstel­lung von Norm­da­ten für die Bie­ge- und Tor­si­ons­mo­men­te zwi­schen Fuß und Schuh 27 gesun­de Pro­ban­den (9 Frau­en) im Alter zwi­schen 20 und 38 Jah­ren ver­mes­sen. Im Durch­schnitt waren sie 177,4 cm (± 6,1 cm) groß und 74,4 kg (± 9,5 kg) schwer. Die Pro­ban­den gin­gen mit einer Geschwin­dig­keit von 2,5 km/h auf einem Lauf­band und tru­gen alle das glei­che Schuh­mo­dell (Sau­co­ny Hat­to­ri LC). Die­ser Schuh wur­de gewählt, da er eine sehr hohe Fle­xi­bi­li­tät auf­weist und somit die gemes­se­nen Wer­te mög­lichst wenig von der Stei­fig­keit des Schuhs beein­flusst wer­den. Die durch das Zusam­men­spiel von Fuß und Schuh auf die Mess­soh­le aus­ge­üb­ten Bie­ge- und Tor­si­ons­mo­men­te wur­den mit Hil­fe von betois nach einer Ein­ge­wöh­nungs­pha­se von fünf Minu­ten eine Minu­te lang auf­ge­zeich­net. Anschlie­ßend wur­den 30 Dop­pel­schrit­te gemit­telt und auf 100 % des Gang­zy­klus (101 Daten­punk­te) normiert.

Abbil­dung 2 zeigt die Bie­ge­mo­men­ten­ver­läu­fe pro­xi­mal des MTP I. Ver­läuft die Kur­ve im posi­ti­ven Bereich, so wird ein Dor­salex­ten­si­ons­mo­ment gemes­sen, bei nega­ti­ven Wer­ten han­delt es sich um Plan­t­ar­fle­xi­ons­mo­men­te. Die grü­ne Linie in Abbil­dung 2 stellt den Mit­tel­wert­ver­lauf über alle Pro­ban­den mit dem dazu­ge­hö­ri­gen 95-%-Konfidenzintervall (hell­grü­ne Flä­che) dar. Das Kon­fi­denz­band beschreibt den Ver­trau­ens­be­reich, d. h., in die­sem Bereich liegt mit einer 95-pro­zen­ti­gen Wahr­schein­lich­keit der wah­re Mit­tel­wert der Popu­la­ti­on. Kon­fi­denz­bän­der wer­den häu­fig als Scree­ning-Metho­de ein­ge­setzt, um patho­lo­gi­sche Abwei­chun­gen zu detektieren.

Zu Beginn der Stand­pha­se kann kein Bie­ge­mo­ment bzw. nur sehr gerin­ge Bie­ge­mo­men­te gemes­sen wer­den (sie­he Abb. 2, grü­ne Linie). Erst ab ca. 10 % des Gang­zy­klus tritt ein Moment in Rich­tung Plan­t­ar­fle­xi­on auf. Die­ses steigt lang­sam an und hat sein Maxi­mum von –15 Nmm wäh­rend der mitt­le­ren Stand­pha­se bei 22 % des Gang­zy­klus 4. Ab ca. 35 % des Gang­zy­klus wech­selt der Ver­lauf in Rich­tung Dor­salex­ten­si­on. Hier­bei steigt der Ver­lauf in die­sem Bereich zunächst wei­ter lang­sam an. Bei 50 % des Gang­zy­klus nimmt das Moment stär­ker zu und hat bei 64 % des Gang­zy­klus sein Maxi­mum von 197 Nmm. Anschlie­ßend fällt das Bie­ge­mo­ment stark ab. Wäh­rend der Schwung­pha­se tritt kei­ne Momen­ten­be­las­tung am MTP I auf. Auf­grund des beschrie­be­nen Ver­laufs kann fest­ge­stellt wer­den, dass eine Wech­sel­be­las­tung, d. h. Momen­te in Rich­tung einer Plan­t­ar­fle­xi­on und einer Dor­salex­ten­si­on, an MTP I wäh­rend des Gehens auftritt.

Bie­ge­be­las­tun­gen am Fuß haben Arndt und Kol­le­gen eben­falls unter­sucht. In einer In-vivo-Stu­die wur­de ein Mess­auf­neh­mer inva­siv in den Meta­tar­sal­kno­chen II der Pro­ban­den ein­ge­bracht. In der Stu­die von Arndt et al. konn­te eben­falls eine Wech­sel­be­las­tung der Kno­chen fest­ge­stellt wer­den, indem Zug- und Druck­span­nun­gen gemes­sen wur­den. Auf­grund der gemes­se­nen Bie­ge- und Tor­si­ons­mo­men­te im Inter­face zwi­schen Fuß und Schuh kön­nen zwar kei­ne direk­ten Rück­schlüs­se auf die Belas­tung im Kno­chen gezo­gen wer­den, die ermit­tel­ten Ver­läu­fe ent­spre­chen jedoch in ihrer Cha­rak­te­ris­tik den von Arndt und Kol­le­gen ermit­tel­ten Bie­ge­be­las­tun­gen 5.

Die Ergeb­nis­se zei­gen, dass betois für die Unter­su­chung von Bie­ge­be­las­tun­gen des Fußes im Schuh geeig­net ist. Abbil­dung 3 zeigt den ­Bie­ge­mo­men­ten­ver­lauf pro­xi­mal des MTP V.­ Die grü­ne Linie stellt auch hier den mitt­le­ren Ver­lauf der 27 gesun­den Pro­ban­den dar. Für den gesam­ten Gang­zy­klus lässt sich erken­nen, dass das auf­tre­ten­de Bie­ge­mo­ment einen ähn­li­chen Ver­lauf wie an der Mess­stel­le pro­xi­mal MTP I auf­weist. Der Wech­sel der Belas­tung von Plan­t­ar­fle­xi­on in Rich­tung Dor­salex­ten­si­on fin­det in Bezug auf den nor­mier­ten Gang­zy­klus bei 50 % statt. Dies ist 15 % spä­ter als an MTP I. Zudem ist das gemes­se­ne Dor­salex­ten­si­ons­ma­xi­mum mit 166 Nmm leicht gerin­ger. Im Gegen­satz zu den Ver­läu­fen an den bei­den Mess­stel­len im Bereich des Mit­tel­fu­ßes zeigt das gemes­se­ne Bie­ge­mo­ment unter­halb der Groß­ze­he einen ver­än­der­ten Ver­lauf. Die­ser ist in Abbil­dung 4 grün dar­ge­stellt. Für die­sen Mess­be­reich wer­den aus­schließ­lich Dor­salex­ten­si­ons­mo­men­te gemes­sen. Die ers­ten Abwei­chun­gen von der Null­li­nie tre­ten bei ca. 10 % des Gang­zy­klus auf. Dar­auf­hin steigt das gemes­se­ne Bie­ge­mo­ment in Rich­tung Dor­salex­ten­si­on lang­sam an, bis es bei 59 % des Gang­zy­klus sein Maxi­mum von 165 Nmm erreicht. Anschlie­ßend fällt die Kur­ve lang­sam ab, und auch hier wer­den im Bereich der Schwung­pha­se kei­ne auf­tre­ten­den Momen­te gemessen.

Ein­zel­fall­stu­die: Bie­ge­mo­men­te eines Pro­ban­den mit Unterschenkelamputation

In einer Ein­zel­fall­stu­die wur­de ein 35-jäh­ri­ger Pro­band (176 cm, 92 kg) mit Unter­schen­kel­am­pu­ta­ti­on auf dem Lauf­band mit betois ver­mes­sen. Die­ser Pro­band ging eben­so wie die Kon­troll­grup­pe mit einer Geschwin­dig­keit von 2,5 km/h. Die auf­tre­ten­den Bie­ge- und Tor­si­ons­mo­men­te des Pro­the­sen­fu­ßes wur­den mit Hil­fe des neu­en Mess­sys­tems nach einer Ein­ge­wöh­nungs­pha­se von fünf Minu­ten eine Minu­te lang auf­ge­zeich­net. Bei dem ver­wen­de­ten Pro­the­sen­fuß han­delt es sich um den Variflex Evo Kat. 6 der Fir­ma Össur.

Die Mit­tel­wert­ver­läu­fe die­ser Mes­sung sind eben­falls in Abbil­dung 2 dar­ge­stellt. Die rote Kur­ve stellt den Bie­ge­mo­men­ten­ver­lauf des kontra­lateralen, gesun­den Fußes pro­ximaldes MTP I dar. Es lässt sich erken­nen, dass sich der gesam­te Kur­ven­ver­lauf im Bereich der grü­nen Flä­che und dem­entspre­chend im 95-%-Konfiden­zintervall der gesun­den Vergleichs­gruppe befin­det. Sie weicht ledig­lich im Über­gang von der Stand- zur Schwung­pha­se etwas ver­stärkt von der Mit­tel­wert­kur­ve der Vergleichs­gruppe ab. Sie liegt aber den­noch im Bereich des 95-%-Konfidenzban­des. Somit kön­nen kei­ne Unterschie­de für die kon­tralate­ra­le Sei­te im Ver­gleich zur Kon­troll­grup­pe fest­ge­stellt wer­den. Für die Pro­the­sen­sei­te (sie­he Abb. 2, blaue Linie) lässt sich ein ver­änderter Ver­lauf erken­nen: Zu Beginn der Stand­pha­se befin­det sich der Ver­lauf eben­falls in der hell­grü­nen Flä­che. Es tritt in die­sem Fall ein Plan­tarflexionsmoment auf. Dies bleibt auch nach 30 % des Gang­zy­klus be­stehen. Von 26 % des Gang­zy­klus bis 64 % bil­det der Ver­lauf ein Pla­teau mit –50 Nmm. Anschlie­ßend nimmt das Moment wie­der ab. Es lässt sich deut­lich erken­nen, dass im Über­gang zur Schwung­pha­se der Ver­lauf stark von der Ver­gleichs­grup­pe abweicht.

Für die Bie­ge­mo­men­te zwi­schen Pro­the­sen­fuß und Schuh wer­den rei­ne Plan­t­ar­fle­xi­ons­mo­men­te gemes­sen. Auch in die­sem Fall kön­nen wäh­rend der Schwung­pha­se kei­ne Momen­te gemes­sen wer­den. Betrach­tet man die Mess­stel­le an MTP V (Abb. 3, blaue Kur­ve) der Pro­the­sen­sei­te, so kann auch hier ein Unter­schied gegen­über der Ver­gleichs­grup­pe festge­stellt wer­den. An die­ser Mess­stel­le ver­läuft das Bie­ge­mo­ment gespie­gelt zum Ver­lauf an MTP I. Das bedeu­tet, dass über den gesam­ten Gang­zy­klus fast aus­schließ­lich Momen­te in Rich­tung Dor­salex­ten­si­on gemes­sen wer­den. Der Ver­lauf steigt ab 10 % des Gang­zy­klus leicht an und bil­det dann eben­falls ein Pla­teau, wel­ches bei 30 Nmm liegt. Ab ca. 60 % des Gang­zy­klus im Über­gang zur Schwung­pha­se ändert sich die Rich­tung, und es wird ein gerin­ges Plan­t­ar­fle­xi­ons­mo­ment (–12 Nmm) gemes­sen. Die Pro­the­sen­sei­te weist auch hier gera­de im Bereich der Zehen­ab­lö­sung einen deut­lich ver­än­der­ten Ver­lauf auf. Dem­ge­gen­über liegt der Ver­lauf der kon­tralate­ra­len, gesun­den Sei­te (sie­he Abb. 3, rote Kur­ve) im hell­grü­nen Bereich und zeigt somit kei­ne Unter­schie­de zur Ver­gleichs­grup­pe. Im Bereich der Zehen wer­den für die Mess­stel­le auf Höhe von D I ver­gleich­ba­re Ver­läu­fe wie in der Ver­gleichs­grup­pe gemes­sen. Bei­de Ver­läu­fe sind in Abbil­dung 4 dar­ge­stellt. Die Mit­tel­wert­kur­ve der Ver­gleichs­grup­pe ver­läuft haupt­säch­lich im posi­ti­ven Bereich und hat ihr Dor­salex­ten­si­ons­ma­xi­mum mit 165 Nmm bei 59 % des Gang­zy­klus, also unmit­tel­bar vor der Zehen­ab­lö­sung 6. Der Bie­ge­mo­men­ten­ver­lauf der Pro­the­sen­fuß­sei­te an der Mess­stel­le D I ver­läuft zu Beginn der Stand­pha­se am unte­ren Rand des 95-%-Konfidenzbandes. Auch das Maxi­mum an die­ser Mess­stel­le liegt zeit­lich ver­scho­ben außer­halb des Kon­fi­denz­ban­des. Es tritt ver­spä­tet bei 68 % des Gang­zy­klus auf und ist mit 245 Nmm deut­lich erhöht. Ver­gleicht man die­sen Wert mit dem 95-%-Konfidenzband des Maxi­mums, so liegt der gemes­se­ne Wert aber den­noch inner­halb die­ses Bereichs.

Dis­kus­si­on

Die vor­lie­gen­den Ergeb­nis­se der Ver­gleichs­grup­pe zei­gen, dass mit betois die Ver­for­mung des Fußes und somit die Biege‑, Tor­si­ons- und Wech­sel­be­las­tun­gen mobil gemes­sen wer­den kön­nen. Dabei muss beach­tet wer­den, dass am ana­to­mi­schen Fuß die Bie­ge- und Tor­si­ons­mo­men­te, die zwi­schen Fuß und Schuh wir­ken, gemes­sen wer­den. Da ein kon­ven­tio­nel­ler Pro­the­sen­fuß kein Sprung­ge­lenk besitzt, wird hier mit der betois-Soh­le ein Bie­ge­mo­ment am Pro­the­sen­fuß gemes­sen, wel­ches für die Ener­gie­rück­ga­be ver­ant­wort­lich ist und somit ein Qua­li­täts­merk­mal dar­stellt. Das bedeu­tet, dass bei den bei­den vor­ge­stell­ten Ergeb­nis­sen unter­schied­li­che Aus­gangs­be­din­gun­gen bestehen. Es kann in einem ers­ten Schritt gezeigt wer­den, dass im Bereich des Mit­tel­fu­ßes am ana­to­mi­schen Fuß Wech­sel­be­las­tun­gen auf­tre­ten. Eine Ermitt­lung die­ser Wech­sel­be­las­tun­gen ist bei­spiels­wei­se über Druck­mess­sys­te­me nicht mög­lich. Es muss in einem wei­te­ren Schritt unter­sucht wer­den, wel­chen Ein­fluss die­se Belas­tun­gen auf die Ent­ste­hung ver­schie­de­ner ortho­pä­di­scher Erkran­kun­gen wie z. B. Marsch­frak­tu­ren oder Ulzera­tio­nen haben.

Der Ver­gleich der Bie­ge­mo­men­te zwi­schen Pro­the­sen­fuß und Schuh mit einer gesun­den Ver­gleichs­grup­pe zeigt, dass Unter­schie­de gera­de im Bereich des Mit­tel­fu­ßes bestehen. Die­se Fest­stel­lung war zu erwar­ten, da der Pro­the­sen­fuß ein ande­res Bie­ge­mo­ment auf die Soh­le aus­übt als ein ana­to­mi­scher Fuß. Inwie­weit bzw. in wel­che Rich­tung sich die Bie­ge­be­las­tun­gen unter­schei­den, konn­te erst­mals mit dem betois-Sys­tem gezeigt wer­den. Mit der Pro­the­sen­ver­sor­gung tre­ten deut­lich gerin­ge­re Bie­ge­mo­men­te auf. Die­se Unter­schie­de wer­den gera­de im Über­gang zwi­schen Stand- und Schwung­pha­se deut­lich. Ein mög­li­cher Haupt­grund kann die zu gerin­ge Fle­xi­bi­li­tät des Pro­the­sen­fu­ßes für den unter­such­ten Pro­ban­den sein. Eine Simu­la­ti­ons­stu­die von Fey et al. aus dem Jahr 2013 hat gezeigt, dass die Stei­fig­keit des Pro­the­sen­fu­ßes gro­ßen Ein­fluss auf die Mus­kel­ak­ti­vi­tät hat und somit den gesam­ten Gang beein­flus­sen kann 7. Die genau­en Ursa­chen für die in die­ser Ein­zel­fall­stu­die fest­ge­stell­ten Unter­schie­de müs­sen wei­ter unter­sucht werden.

Eine wei­te­re mög­li­che Ursa­che ist die Posi­tio­nie­rung der Mess­stel­len. Lie­gen die­se nicht im Kon­takt­be­reich, so kann die Mess­soh­le in den Hohl­raum unter­halb der Feder gedrückt und somit eine Ver­bie­gung in Rich­tung Plan­t­ar­fle­xi­on her­vor­ge­ru­fen wer­den. Dies zeigt sich auch an den Unter­schie­den des Ver­lau­fes zwi­schen MTP I und MTP V des Pro­the­sen­fu­ßes. An MTP I wird ein rei­nes Plan­t­ar­fle­xi­ons­mo­ment, an MTP V dage­gen ein Dor­salex­ten­si­ons­mo­ment gemes­sen. Da bis­lang nur die Belas­tung zwi­schen Fuß und Schuh und nicht zwi­schen Pro­the­sen­fuß und Schuh gemes­sen wur­de, muss hier die Posi­tio­nie­rung der Mess­stel­len am Pro­the­sen­fuß über­prüft werden.

Wie oben bereits erwähnt, stellt die Stei­fig­keit der Feder einen wei­te­ren Ein­fluss­fak­tor dar. Im Bereich des Mit­tel­fu­ßes ist die Feder deut­lich stei­fer als ein mensch­li­cher Fuß, der in die­sem Bereich eine grö­ße­re Ver­for­mung zulässt. Dies lässt sich auch an den Bie­ge­mo­men­ten in Abbil­dung 4 erken­nen. Der Kur­ven­ver­lauf der blau­en Kur­ve (Pro­the­sen­sei­te) steigt im Ver­gleich zur Mit­tel­wert­kur­ve deut­lich lang­sa­mer an. Zusätz­lich fällt die Kur­ve zum Ende der Stand­pha­se stei­ler ab. In die­ser Arbeit wur­de nicht über­prüft, wie weit die Feder des Pro­the­sen­fu­ßes in den Schuh bzw. auf der Mess­soh­le reich­te. Aus die­sem Grund kann der unter­schied­li­che Ver­lauf über zwei Ansät­ze erklärt wer­den: Reicht die Feder des Pro­the­sen­fu­ßes nicht bis in die Schuh­spit­ze hin­ein, so ist in die­sem Bereich eine gro­ße Ver­bie­gung des Schu­hes mög­lich. Dies kann das rela­tiv hohe maxi­ma­le Dor­salex­ten­si­ons­mo­ment erklä­ren. Zum ande­ren kann auch hier die Stei­fig­keit der Feder Grund für den Ver­lauf sein. Dies zeigt sich sowohl am stei­len Abfall der Kur­ve als auch am rela­tiv lang­sa­men Anstieg, der unter­halb des 95-%-Konfidenzintervalls liegt. Dies kann abschlie­ßend nicht geklärt wer­den. Die Soh­le kann dem­entspre­chend auch zur Unter­su­chung der Stei­fig­keit ver­schie­de­ner Pro­the­sen­fü­ße ein­ge­setzt wer­den. Zur­zeit wird die Stei­fig­keit mit Hil­fe von Test­ma­schi­nen bestimmt. Eine mobi­le Erfas­sung wäh­rend des Gan­ges ist bis jetzt nicht mög­lich 8. Viel­mehr wer­den über auf­wen­di­ge Fini­te-Ele­men­te-Berech­nun­gen ver­schie­de­ne Pro­the­sen­fü­ße auf ihre Belas­tung hin unter­sucht 9 10. Des Wei­te­ren kom­men plan­t­are Druck­ver­tei­lungs­mes­sun­gen und Kraft­mes­sun­gen zur Beur­tei­lung von Pro­the­sen zum Ein­satz 11. Gera­de plan­t­are Druck­ver­tei­lungs­mes­sun­gen sind jedoch wie oben bereits erwähnt nicht in der Lage, mehr­di­men­sio­na­le Belas­tun­gen zu erfas­sen, da ledig­lich eine ein­di­men­sio­na­le Kraft­kom­po­nen­te gemes­sen wird, die senk­recht zum Sen­sor wirkt.

Betois stellt somit ein neu­es Mess­sys­tem dar, wel­ches neue Para­me­ter zur Bewer­tung und Ana­ly­se pro­the­ti­scher und orthe­ti­scher Ver­sor­gun­gen bie­tet. Das Mess­sys­tem ist dem­nach geeig­net, Bie­ge­mo­men­te in einem federn­den Pro­the­sen­fuß zu erfas­sen. Zu beach­ten ist dabei, dass die Ergeb­nis­se auf der Unter­su­chung eines Pro­ban­den beru­hen. Um all­ge­mein­gül­ti­ge Aus­sa­gen für pro­the­ti­sche Fra­ge­stel­lun­gen zu tref­fen, bedarf es wei­te­rer wis­sen­schaft­li­cher Stu­di­en mit einer höhe­ren Zahl von Probanden.

Fazit

Das neue Innen­soh­len-Mess­sys­tem stellt unter ande­rem bei Wirk­sam­keits­nach­wei­sen ortho­pä­di­scher Hilfs­mit­tel eine ein­zig­ar­ti­ge Ergän­zung zu her­kömm­li­chen Unter­su­chungs­me­tho­den dar. Es kann in der Ortho­pä­die-Tech­nik durch die dyna­mi­sche Über­prü­fung der Abrol­lung bei der Wahl des Pro­the­sen­fu­ßes, des­sen Jus­tie­rung und Anpas­sung sinn­voll ein­ge­setzt wer­den. Zum Zeit­punkt der Mes­sun­gen befand sich das Mess­sys­tem in einem Pro­to­ty­pen-Sta­tus. Es ist zur Zeit noch nicht frei erhält­lich. For­schungs­pro­jek­te und Auf­trags­mes­sun­gen wer­den jedoch bereits durchgeführt.

Für die Autoren:
M. Sc. Nora Dawin, EXIST-Gründerstipendiatin
Fach­hoch­schu­le Münster
Grün­der­raum M108
Ste­ger­wald­stra­ße 39
48565 Stein­furt
nora.dawin@fh-muenster.de

Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

Zita­ti­on
Kerk­hoff A, Dawin N, Stief T, Seeß­le M, Pei­ken­kamp K. Inno­va­ti­ves Mess­sys­tem bie­tet neue Mög­lich­kei­ten der Bewe­gungs­ana­ly­se in der Pro­the­tik. Ortho­pä­die Tech­nik, 2014; 65 (12): 30–34
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