Wie mikro­pro­zessor­ge­steu­er­te Pro­the­sen­fü­ße Bein­am­pu­tier­te beim Ste­hen und Gehen auf Ram­pen unterstützen

M. Ernst, B. Altenburg, M. Bellmann, T. Schmalz
Stehen und Gehen auf unebenem Untergrund ist für Beinamputierte eine Herausforderung. Mikroprozessorgesteuerte Prothesenfüße sind dafür ausgelegt, Amputierte in solchen Situationen zu unterstützen. In dieser Studie wurde Stehen und Gehen auf Rampen mit unterschiedlichen mikroprozessorgesteuerten Prothesenfüßen untersucht. Dabei konnten ­unterschiedliche Schlüsselfunktionen der Prothesenfüße identifiziert werden, die sowohl transtibial als auch transfemoral Amputierten helfen, eine bessere Haltung und ein natürlicheres Gangbild zu erzielen. Diese bestehen in einer Echtzeitanpassung an Neigungen mit ausreichendem Bewegungsumfang und einem autoadaptiven Dorsalflexionsstopp.

Ein­lei­tung

Ein pro­the­ti­scher Ersatz der unte­ren Extre­mi­tät muss All­tags­tä­tig­kei­ten wie Ste­hen, Gehen, Hin­set­zen und Auf­ste­hen ermög­li­chen und unter­stüt­zen. Kon­ven­tio­nel­le Pro­the­sen­fü­ße, die inner­halb eines Gang­zy­klus Ener­gie auf­neh­men, spei­chern und wie­der zurück­füh­ren („ener­gy sto­rage and return“, ESR), unter­stüt­zen Bein­am­pu­tier­te vor­ran­gig beim Gehen und Ste­hen auf ebe­nem Unter­grund. In unter­schied­li­chen Stu­di­en konn­te gezeigt wer­den, dass ESR-Füße Vor­tei­le gegen­über SACH-Füßen („solid ankle cushio­ned heel“) gene­rie­ren kön­nen 1 2. Aller­dings sind All­tags­si­tua­tio­nen wie das Gehen berg­auf und berg­ab sowie das Ste­hen an sol­chen Schrä­gen für trans­tibial (TTA) und trans­fe­mo­ral Ampu­tier­te (TFA) gene­rell eine Her­aus­for­de­rung 3 4. Dies liegt unter ande­rem an der ein­ge­schränk­ten Anpas­sungs­fä­hig­keit kon­ven­tio­nel­ler Pro­the­sen­fü­ße in Dor­sal- und Plan­t­ar­fle­xi­on. Im Gegen­satz zu einem intak­ten mensch­li­chen Fuß haben die­se Füße kein Gelenk, und ihre Anpas­sung ist durch die Ver­for­mung der Car­bon­fe­der limi­tiert. Die­se Ein­schrän­kun­gen rufen Kom­pen­sa­ti­ons­stra­te­gien beim Anwen­der her­vor, die oft mit hohen Belas­tun­gen in den erhal­te­nen Gelen­ken und ver­grö­ßer­ter mus­ku­lä­rer Anstren­gung einhergehen.

Anzei­ge

Ver­schie­de­ne Pro­the­sen­her­stel­ler haben in den letz­ten Jah­ren mecha­tro­ni­sche Kon­zep­te ent­wi­ckelt und in aktu­el­len mikro­pro­zessor­ge­steu­er­ten Pro­the­sen­fü­ßen (MPF) umge­setzt, um die Anpas­sung an unter­schied­li­che All­tags­si­tua­tio­nen wei­ter zu ver­bes­sern. Dazu zäh­len fol­gen­de Aspekte:

  1. ein zusätz­li­ches Rota­ti­ons­ge­lenk, das einen erwei­ter­ten Bewe­gungs­um­fang in Dor­sal- und Plan­t­ar­fle­xi­on ermög­licht und als eine Art Sprung­ge­lenk fungiert,
  2. eine akti­ve Steue­rung des Wider­stands in Dor­sal- und Plantarflexion,
  3. Anpas­sun­gen an die Unter­grund­nei­gung (Schwung­pha­sen- und Stand­pha­sen­an­pas­sung, Real­time- oder inkre­men­tel­le Anpas­sung) sowie
  4. eine akti­ve Ener­gie­zu­fuhr über einen Motor (in die­ser Stu­die nicht untersucht).

In der hier vor­ge­stell­ten Stu­die wur­de unter­sucht, wel­che der ver­schie­de­nen Kon­zep­te, die in aktu­el­len mikro­pro­zessor­ge­steu­er­ten Pro­the­sen­fü­ßen (MPF) imple­men­tiert wur­den, Vor­tei­le für Ampu­tier­te gene­rie­ren und zu einer natür­li­che­ren Loko­mo­ti­on sowie einem phy­sio­lo­gi­sche­ren Stand füh­ren. Dazu wur­den bio­me­cha­ni­sche Para­me­ter für das Gehen an einer Ram­pe sowie das Ste­hen an Schrä­gen für ein­sei­tig bein­am­pu­tier­te (TTA und TFA) Pro­ban­den unter­sucht. Zusätz­lich zu ihrem All­tags­fuß wur­den fünf MPF ver­schie­de­ner Her­stel­ler getes­tet. Die Hypo­the­se lau­te­te, dass die Design­merk­ma­le und die unter­schied­li­chen Kon­zep­te die­ser MPF unter­schied­li­che Ein­flüs­se auf die unter­such­ten bio­me­cha­ni­schen Para­me­ter in Abhän­gig­keit vom Ampu­ta­ti­ons­ni­veau ausüben.

Metho­de und Setup

Pro­ban­den

Jeweils vier ein­sei­ti­ge TTA- und TFA-Pro­ban­den nah­men an der Stu­die teil (TTA: Alter 56,2 ± 12,0 Jah­re, Mas­se 79,8 ± 8,1 kg, Kör­per­grö­ße 178 ± 4 cm; TFA: Alter 44,5 ± 3,0 Jah­re, Mas­se 81,9 ± 8,0 kg, Kör­per­grö­ße 178 ± 7 cm). Die Pro­ban­den waren min­des­tens seit 3 Jah­ren ampu­tiert und lie­ßen sich in die Mobi­li­täts­gra­de 3 und 4 ein­ord­nen. Alle waren mit nicht-mikro­pro­zessor­ge­steu­er­ten Pro­the­sen­fü­ßen (ESR) und die TFA-Grup­pe mit mikro­pro­zessor­ge­steu­er­ten Knie­ge­len­ken vor­ver­sorgt. Als Refe­renz dien­te eine Kon­troll­grup­pe von Nicht­am­pu­tier­ten (NA). Die Stu­die wur­de von der loka­len Ethik­kom­mis­si­on der Uni­ver­si­täts­me­di­zin Göt­tin­gen (UMG) geneh­migt und in Über­ein­stim­mung mit der Dekla­ra­ti­on von Hel­sin­ki durchgeführt.

Pro­the­ti­sche Ver­sor­gung in der Studie

In der Stu­die wur­den fünf unter­schied­li­che mikro­pro­zessor­ge­steu­er­te Pro­the­sen­fü­ße (MPF) untersucht:

  • Meri­di­um (Otto Bock, Deutschland)
  • Elan (Ver­si­on 1, Blatch­ford, Großbritannien)
  • Pro­prio (Össur, Island)
  • Tri­ton Smart Ankle (TSA; Otto Bock, Deutschland)
  • Rai­ze (Fil­lau­er, USA)

Alle TFA-Pro­ban­den wur­den für die Dau­er der Stu­die mit einem ein­heit­li­chen pro­the­ti­schen Knie­ge­lenk aus­ge­stat­tet (Geni­um, Otto Bock, Deutsch­land). Nach der sta­ti­schen und dyna­mi­schen Opti­mie­rung des jewei­li­gen Fußes gemäß Her­stel­ler­emp­feh­lun­gen wur­de ein Funk­ti­ons­trai­ning durch­ge­führt. Danach hat­ten die Pro­ban­den min­des­tens eine Woche Zeit, sich an den MPF zu gewöh­nen. Die unter­schied­li­chen MPF haben unter­schied­li­che Eigen­schaf­ten, die Ste­hen und Gehen beein­flus­sen kön­nen. Die­se sind in den Tabel­len 1 und 2 aufgeführt.

Expe­ri­men­tel­les Setup

Bei allen Füßen wur­den Ste­hen und Gehen in unter­schied­li­chen Situa­tio­nen unter­sucht. Das Ste­hen wur­de auf ebe­nem Unter­grund („EBENE“), an einer 10° anstei­gen­den Ram­pe („AUF“) und an einer 10° abfal­len­den Ram­pe („AB“) unter­sucht (Abb. 1a). Das Gehen wur­de eben­falls an einer 10°-Rampe für die Situa­tio­nen berg­auf („AUF“) und berg­ab („AB“) unter­sucht (Abb. 1b). Die Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te wur­den beim Ste­hen mit zwei Kraft­mess­plat­ten (Kist­ler, Schweiz) (s. Abb. 1a: jeweils das rech­te und lin­ke Bein sepa­rat) und für das Gehen mit einer Kraft­mess­plat­te (s. Abb. 1b) auf­ge­zeich­net. Kine­ma­ti­sche Daten defi­nier­ter Posi­tio­nen am Kör­per wur­den mit 12 Vicon-Kame­ras (Vicon Moti­on Sys­tems, Groß­bri­tan­ni­en) gemes­sen. Die kine­ma­ti­schen und kine­ti­schen Daten wur­den pro­zes­siert und fol­gen­de bio­me­cha­ni­sche Para­me­ter berechnet:

  • die Ver­tei­lung der Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te zwi­schen Pro­the­sen- und erhal­te­ner Seite,
  • die Gelenk­win­kel (sagit­ta­le Sprunggelenk‑, Knie- und Hüft­win­kel) und
  • die kor­re­spon­die­ren­den extern wir­ken­den sagit­ta­len Momente.

Detail­lier­te­re Erläu­te­run­gen zu den ver­wen­de­ten Metho­den und zum expe­ri­men­tel­len Auf­bau sind in 5 zu finden.

Ergeb­nis­se der Studie

Ver­än­de­run­gen der bio­me­cha­ni­schen Para­me­ter in Abhän­gig­keit von der unter­such­ten Situa­ti­on und vom ver­wen­de­ten Pro­the­sen­fuß konn­ten sowohl für das Ste­hen als auch für das Gehen an Ram­pen beob­ach­tet werden.

Ste­hen auf Schrägen

Für das Ste­hen an Schrä­gen konn­te gezeigt wer­den, dass die Boden­re­ak­ti­ons­kraft, die Gelenk­win­kel und die extern wir­ken­den Gelenk­mo­men­te in Abhän­gig­keit von Situa­ti­on und Pro­the­sen­fuß vari­ie­ren. Die größ­ten von den ver­schie­de­nen MPF ver­ur­sach­ten Dif­fe­ren­zen in den bio­me­cha­ni­schen Para­me­tern wur­den für das Ste­hen an einer abfal­len­den Ram­pe (AB) beob­ach­tet. Die wich­tigs­ten Resul­ta­te bezüg­lich der ein­zel­nen Eigen­schaf­ten der MPF wer­den im Fol­gen­den erläutert.

Für das Ste­hen auf ebe­nem Unter­grund wur­den sym­me­tri­sche Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te zwi­schen Pro­the­senund kon­tralate­ra­ler Sei­te beob­ach­tet (ca. 50 % Kör­per­ge­wicht [„bw“] pro Bein). Dies ist unab­hän­gig vom ver­wen­de­ten Pro­the­sen­fuß (Abb. 2). Dage­gen wur­den für das Ste­hen an Schrä­gen („AUF“ & „AB“) nähe­rungs­wei­se sym­me­tri­sche Kräf­te ledig­lich für die MPF ermit­telt, die in der Lage waren, sich voll­stän­dig an die Schrä­ge anzu­pas­sen (s. Abb. 2, vgl. Tab. 1 für den Bewe­gungs­um­fang). Für die MPF und die kon­ven­tio­nel­len Pro­the­sen­fü­ße, die sich nicht oder nur unvoll­stän­dig an die Nei­gung anpas­sen, wur­de eine ver­rin­ger­te Boden­re­ak­ti­ons­kraft auf der Pro­the­sen­sei­te und vice ver­sa eine Erhö­hung auf der kon­tralate­ra­len Sei­te ermittelt.

Die geän­der­ten Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te und die an die Situa­ti­on ange­pass­te Kine­ma­tik (s. Abb. 2) 6 füh­ren zu Ände­run­gen und Unter­schie­den in den wir­ken­den Gelenk­mo­men­ten. Neben klei­nen Dif­fe­ren­zen für das Ste­hen auf ebe­nem Unter­grund fal­len beson­ders die Unter­schie­de zwi­schen den Füßen für das Ste­hen an „AUF“ und „AB“ auf (Knie­mo­men­te und Hüft­mo­men­te 7). Dabei zeig­te sich, dass TTA und TFA ledig­lich mit einem der fünf unter­such­ten MPF Gelenk­mo­men­te gene­rie­ren, die mit den­je­ni­gen der Kon­troll­grup­pe ver­gleich­bar sind. Eine voll­stän­di­ge Adap­t­ati­on an die Schrä­ge in Kom­bi­na­ti­on mit einem auto­ad­ap­ti­ven Dor­sal­fle­xi­ons­stopp wur­den als die Eigen­schaf­ten iden­ti­fi­ziert, die dies ermög­li­chen (Abb. 3).

Gehen auf Rampen

Wie für das Ste­hen konn­ten auch funk­tio­nel­le Unter­schie­de zwi­schen den MPF für das Gehen auf Ram­pen iden­ti­fi­ziert wer­den. Es zeig­te sich, dass ein MPF mit einer Echt­zeit­an­pas­sung an die Gelän­de­nei­gung Vor­tei­le gene­riert. Für das Gehen auf einer Ram­pe redu­zier­te sich das knie­stre­cken­de Moment und erleich­tert damit das Über­rol­len des Unter­schen­kels über den Fuß (Meri­di­um, Abb. 3b). Im Gegen­satz dazu bremst die­ser Fuß den Anwen­der durch sei­ne Adap­t­ati­on an die Nei­gung beim Hin­un­ter­ge­hen der Ram­pe und ver­rin­gert damit das wir­ken­de knie­beu­gen­de Moment (für TTA). Für die inkre­men­tell anpas­sen­den MPF konn­te zum Mess­zeit­punkt nur eine gerin­ge Anpas­sung im Ver­gleich zu dem MPF mit einer Echt­zeit­an­pas­sung ermit­telt wer­den. Für sicht­ba­re Effek­te müss­ten wei­te­re Schrit­te auf der Ram­pe unter­sucht wer­den, da die­se wahr­schein­lich erst an län­ge­ren Ram­pen zum Tra­gen kom­men (vgl. Abb. 1) 8.

Neben den wir­ken­den Momen­ten in der Stand­pha­se eines Gang­zy­klus sind die Gelenk­win­kel des Pro­the­sen­fu­ßes in der Schwung­pha­se von Inter­es­se. Auch hier zei­gen sich Unter­schie­de zwi­schen den ein­zel­nen MPF. Der Pro­prio-MPF besitzt einen Motor und erzeugt damit eine akti­ve Dor­sal-Plan­t­ar­fle­xi­on (ca. 5°) in der Schwung­pha­se. Meri­di­um und Elan hin­ge­gen stel­len eine dor­sal­flek­tier­te Stel­lung des Fußes am Ende der Stand­pha­se ein und hal­ten die­se über die Schwung­pha­se hin­weg kon­stant (Meri­di­um ca. 4 bis 7°, vgl. 9; Elan ca. 3°). Eine dor­sal­flek­tier­te Fuß­stel­lung kann eine erhöh­te Boden­frei­heit in der Schwung­pha­se erzeu­gen und dadurch einen Sicher­heits­zu­ge­winn gene­rie­ren (die Wahr­schein­lich­keit von Stol­pern und Hän­gen­blei­ben wird verringert).

Dis­kus­si­on und Fazit

In der vor­ge­stell­ten Stu­die konn­te gezeigt wer­den, dass die unter­schied­li­chen Kon­zep­te und Funk­tio­nen der ein­zel­nen MPF das Ver­hal­ten von Bein­am­pu­tier­ten beim Ste­hen und Gehen auf Ram­pen beein­flus­sen. Für ein natür­li­ches Ste­hen an Ram­pen wur­den zwei Schlüs­sel­funk­tio­nen identifiziert:

  1. die Fähig­keit, sich voll­stän­dig an die Nei­gung anzu­pas­sen (Gelenk­win­kel­adap­t­ati­on),
  2. die Fähig­keit, den Fuß nach erfolg­ter Anpas­sung in dor­sa­le Rich­tung zu sperren.

Eine natür­li­che­re Kör­per­hal­tung für Bein­am­pu­tier­te ist sowohl durch eine sym­me­tri­sche Ver­tei­lung der Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te zwi­schen Pro­the­sen­sei­te und kon­tralate­ra­ler Sei­te als auch durch Gelenk­win­kel und Gelenk­mo­men­te ver­gleich­bar mit denen von Nicht­am­pu­tier­ten gekenn­zeich­net. Nur einer der fünf unter­such­ten MP (Meri­di­um) war in der Lage, dies voll­stän­dig zu gewähr­leis­ten 10. Für die ande­ren MPF wur­den benut­zer­spe­zi­fi­sche Kom­pen­sa­ti­ons­stra­te­gien beob­ach­tet, die auf eine unzu­rei­chen­de Anpas­sungs­fä­hig­keit zurück­ge­führt wer­den konn­ten und die­se aus­glei­chen. In der Unter­su­chungs­grup­pe führ­te dies zu gro­ßen inter­in­di­vi­du­el­len Varia­tio­nen in der Hal­tung, die nicht mehr auf­tra­ten, wenn die Ampu­tier­ten mit einem geeig­ne­ten MPF ver­sorgt wur­den (Abb. 4) 11.

Auch beim Gehen auf Ram­pen zeig­ten sich posi­ti­ve Effek­te der MPF (s. auch 12 und 13). Es wur­de zum Bei­spiel eine signi­fi­kan­te Reduk­ti­on des Knie­streck­mo­ments sofort im ers­ten Schritt an einer anstei­gen­den Ram­pe ermit­telt – aller­dings nur für den MPF, der eine Echt­zeit-Gelän­de­an­pas­sung ermög­licht (s. Abb. 3b). Die­se Anpas­sung erleich­tert das Über­rol­len des Unter­schen­kels über den Fuß auf einer Ram­pe und ver­ein­facht dadurch den Anstieg. Die drit­te in die­ser Stu­die iden­ti­fi­zier­te Schlüs­sel­funk­ti­on ist somit:

  1. die Echt­zeit­an­pas­sung an Neigungen.

Das bedeu­tet für Bein­am­pu­tier­te, dass Pro­the­sen­fü­ße mit Echt­zeit­an­pas­sung an die Unter­grund­nei­gung sowie einem auto­ad­ap­tier­ba­ren Dor­sal­fle­xi­ons­stopp gerin­ge­re Belas­tun­gen sowohl der betrof­fe­nen als auch der erhal­te­nen Sei­te in all­täg­li­chen Situa­tio­nen wie Gehen und Ste­hen ver­ur­sa­chen. Nichts­des­to­trotz wei­sen die Bewe­gungs­mus­ter von Bein­am­pu­tier­ten und Nicht­am­pu­tier­ten beim Ram­pen­ge­hen immer noch Unter­schie­de auf. Ein Grund hier­für kann die feh­len­de zusätz­li­che akti­ve Ener­gie­zu­fuhr sein, die von den unter­such­ten MPF nicht unter­stützt wird. Unter­su­chun­gen mit einem MPF, der aktiv Ener­gie im Gang­zy­klus zuführt (z. B. Empower, Otto Bock) könn­ten hier­über Auf­schluss geben.

Inter­es­sen­kon­flikt

Alle Autoren sind Mit­ar­bei­ter der Fir­ma Otto­bock SE & Co. KGaA. Die unter­such­ten mikro­pro­zessor­ge­steu­er­ten Pro­the­sen­fü­ße stam­men von unter­schied­li­chen Herstellern.

Für die Autoren:
Dr. Micha­el Ernst, Rese­arch Engineer
Rese­arch Bio­me­cha­nics, Cli­ni­cal Rese­arch & Ser­vices, Otto­bock SE & Co. KGaA
Her­mann-Rein-Str. 2a, 37075 Göttingen
michael.ernst@ottobock.com

Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

Zita­ti­on
Ernst M, Alten­burg B, Bell­mann M, Schmalz T. Wie mikro­pro­zessor­ge­steu­er­te Pro­the­sen­fü­ße Bein­am­pu­tier­te beim Ste­hen und Gehen auf Ram­pen unter­stüt­zen. Ortho­pä­die-Tech­nik. 2018; 69 (12): 42–47
 All­tags­pro­thesMeri­di­umElanPro­prioTSARai­ze
Bewe­gungs­um­fang [°Plantarflexion,°Dorsalflexion][–, –]*[22, 14][6, 3]*[18, 10]*[17, 17]*[18, 10]*
Mecha­nik-hydrau­lisch
hydrau­lisch
Motor**hydrau­lischhydrau­lisch
Steue­rung-MPMPMPMPMP
Her­stel­lerOtto Bock
Otto BockBlatch­fordÖssurOtto BockFill­nau­er
Tab. 1 Tech­ni­sche Merk­ma­le der unter­such­ten Füße: Bewe­gungs­um­fang in Grad und Art der Steue­rung und Mecha­nik, * zusätz­li­cher Bewe­gungs­um­fang durch die Car­bon­fe­der, ** Anpas­sung nur in der Schwung­pha­se, MP = Mikro­pro­zes­sor (gemäß Daten­blatt der Hersteller).

 

All­tags­pro­the­se
kein Gelenk, Anpas­sung durch Defor­ma­ti­on der elas­ti­schen Carbonfeder
Meri­di­um
Echt­zeit­an­pas­sung an Nei­gun­gen in der Stand­pha­se; auto­ad­ap­ti­ver Dor­sal­fle­xi­ons­stopp im Ste­hen nach erfolg­ter Anpas­sung an die Unter­grund­nei­gung (Steh­funk­ti­on, Dor­sal­fle­xi­on wird blo­ckiert); auto­ad­ap­ti­ve Absatz­hö­hen­ein­stel­lung an unter­schied­li­che Schu­he und barfuß

ElanGelenk mit hydrau­li­scher Dämp­fung und ver­gleichs­wei­se ein­ge­schränk­tem Bewe­gungs­um­fang (s. Tab. 1); Situa­ti­ons­er­ken­nung von Ram­pen und Geschwin­dig­keit (Adap­t­ati­on des Dor­sal- und Plan­t­ar­fle­xi­ons­wi­der­stan­des); zusätz­li­che Anpas­sung durch Ver­for­mung der Carbonfeder
Pro­prio
inkre­men­tel­le Anpas­sung des Gelenk­win­kels an Nei­gun­gen („AUF“ und „AB“) in der Schwung­pha­se ­(Adap­t­ati­on braucht meh­re­re Schrit­te); gesperr­tes Gelenk im Stand (kei­ne Rota­ti­on); zusätz­li­che Anpas­sung durch Ver­for­mung der Car­bon­fe­der; manu­el­le Absatz­hö­hen­ein­stel­lung an unter­schied­li­che Schu­he und barfuß
TSA
inkre­men­tel­le Anpas­sung des Gelenk­win­kels an Nei­gun­gen („AUF“ und „AB“) in der Stand­pha­se; TSA ­gesperr­tes Gelenk im Stand; Anpas­sung an Geh­ge­schwin­dig­keit (ermög­licht 1° zusätz­li­che Dor­sal­fle­xi­on für nied­ri­ge und 0.5° Plan­t­ar­fle­xi­on für hohe Geschwin­dig­kei­ten); zusätz­li­che Anpas­sung durch Ver­for­mung der Car­bon­fe­der; manu­el­le Absatzhöheneinstellung
Rai­ze
inkre­men­tel­le Anpas­sung an Anstie­ge („AUF“) in der Stand­pha­se; Echt­zeit­an­pas­sun­gen an Gefäl­le („AB“) in der Stand­pha­se; zusätz­li­che Anpas­sung durch Ver­for­mung der Car­bon­fe­der; manu­el­le Absatzhöheneinstellung
Tab. 2 Unter­stütz­te Funk­tio­nen der unter­such­ten Füße bezüg­lich Gehen und Ste­hen. Die Tabel­le führt die in die jewei­li­gen MPF imple­men­tier­ten Funk­tio­nen auf, die das Ver­hal­ten des Anwen­ders wäh­rend des Ste­hens und Gehens beein­flus­sen kön­nen. Die MPF haben gege­be­nen­falls wei­te­re Funktionen.

 

  1. Haf­ner BJ, San­ders JE, Czer­niecki J, Fer­ga­son J. Ener­gy sto­rage and return prosthe­ses: does pati­ent per­cep­ti­on cor­re­la­te with bio­me­cha­ni­cal ana­ly­sis? Cli­ni­cal Bio­me­cha­nics, 2002; 17 (5): 325–344
  2. Hof­stad CJ, van der Lin­de H, van Lim­beek J, Poste­ma K. Pre­scrip­ti­on of prost­he­tic ankle-foot mecha­nisms after lower limb ampu­ta­ti­on. Coch­ra­ne Data­ba­se of Sys­te­ma­tic Reviews, 2004; (1): CD003978
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  5. Ernst M, Alten­burg B, Bell­mann M, Schmalz T. Stan­ding on slo­pes – how cur­rent micro­pro­ces­sor-con­trol­led prost­he­tic feet sup­port trans­ti­bi­al and trans­fe­mo­ral ampu­tees in an ever­y­day task. Jour­nal of Neu­ro­En­gi­nee­ring and Reha­bi­li­ta­ti­on, 2017; 14: 117
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  10. Ernst M, Alten­burg B, Bell­mann M, Schmalz T. Stan­ding on slo­pes – how cur­rent micro­pro­ces­sor-con­trol­led prost­he­tic feet sup­port trans­ti­bi­al and trans­fe­mo­ral ampu­tees in an ever­y­day task. Jour­nal of Neu­ro­En­gi­nee­ring and Reha­bi­li­ta­ti­on, 2017; 14: 117
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