Zwei mikro­pro­zes­sor­ge­steu­er­te Pro­the­senknie­ge­len­ke im Ver­gleich: Gibt es Unter­schie­de in sicher­heits­re­le­van­ten Alltagssituationen?

Dabei konn­ten situationsab­hängige Unter­schie­de bezüg­lich der Funk­ti­ons­qua­li­tät und des Sicher­heitspotenzials die­ser Knie­ge­len­ke auf die unter­schied­li­chen technolo­gischen Kon­zep­te und Steuerungs­algorithmen zurück­ge­führt wer­den. Die Erkennt­nis­se spre­chen dafür, dass das C‑Leg 4 dem Anwen­der in all­täg­li­chen Situa­tio­nen höhe­re Si­cherheitsreserven bietet.

Anzei­ge

Men­schen mit einer Ober­schen­kel­am­pu­ta­ti­on sind im All­tag auf die siche­re und zuver­läs­si­ge Funktions­weise ihres Pro­the­senknie­ge­lenks an­gewiesen; dies gilt unab­hän­gig vom Mobi­li­täts­grad des Betrof­fe­nen. Das Pro­the­senknie­ge­lenk muss in jeder Si­tuation des Ste­hens und Gehens ohne beson­de­re Auf­merk­sam­keit und ohne moto­ri­sche Kom­pen­sa­tio­nen vom Anwen­der genutzt wer­den kön­nen. Situa­tio­nen wie das Gehen auf unebe­nem Unter­grund, auf Trep­pen und Schrä­gen oder auch unvor­her­seh­ba­re Stö­run­gen des Bewe­gungs­ab­lau­fes stel­len hohe Anfor­de­run­gen an das Pro­the­senknie­ge­lenk.   Mikro­pro­zes­sor­ge­steu­er­te Kniege­lenke detek­tie­ren anhand von Senso­ren in spe­zi­fi­schen Steh-und Gehsi­tuationen Bewe­gun­gen und Belastun­gen, um über Dämp­fungs­ele­men­te situa­ti­ons­ab­hän­gig unter­schied­li­che Gelenk­wi­der­stän­de bereit­zu­stel­len. Dabei bestim­men im Wesent­li­chen das tech­no­lo­gi­sche Kon­zept und der Steue­rungs­al­go­rith­mus die Funkti­onsqualität und die Sicher­heit gegen eine unkon­trol­lier­ba­re Knie­beu­gung. Durch eine zuver­läs­si­ge und siche­re Funk­ti­ons­wei­se des Prothesenkniege­lenks kann die Sturz­häu­fig­keit nach­gewiesenermaßen deut­lich redu­ziert wer­den ^{12 3}. Auf­grund des sich da­durch erge­ben­den höhe­ren Ver­trau­ens in das Hilfs­mit­tel ⁴⁵ kön­nen die An­wender ihre Akti­vi­tät und auch ihren all­täg­li­chen Bewe­gungs­ra­di­us stei­gern⁶⁷. Die Funk­ti­ons­qua­li­tät und das Si­cherheitspotenzial mikroprozessorge­steuerter Knie­ge­len­ke unter­schei­den sich jedoch teil­wei­se erheb­lich, wie bereits in bio­me­cha­ni­schen und klini­schen Stu­di­en belegt wur­de [^89101112.  Zum bio­me­cha­ni­schen Ver­gleich der Sicher­heits­po­ten­zia­le sind nur weni­ge Stu­di­en bekannt, die zudem nicht mit den aktu­el­len Generatio­nen der Gelen­ke durch­ge­führt wur­den ^13141516 Gegen­stand der hier vor­ge­stell­ten Stu­die ist es, die Funkti­onsqualität von zwei aktu­el­len mikro­prozessorgesteuerten Knie­ge­len­ken in sicher­heits­re­le­van­ten Alltagssituatio­nen mit bio­me­cha­ni­schen Metho­den zu unter­su­chen. Es soll­te geprüft wer­den, ob zwi­schen den Gelen­ken Diffe­renzierungsmerkmale bezüg­lich der Funk­ti­ons­qua­li­tät und der Sicher­heit exis­tie­ren, die als kli­nisch rele­van­ter Fak­tor für die Reha­bi­li­ta­ti­on von Per­sonen mit einer Oberschenkelampu­tation von Bedeu­tung sind.

Metho­de und Setup

Pro­ban­den

Sechs akti­ve ein­sei­tig ober­schen­kel­am­pu­tier­te Per­so­nen (Mobi­li­täts­grad 3+ bis 4) nah­men an die­ser Stu­die teil (Alter 56,2 ± 8,7 Jah­re, Mas­se 78,7 ± 9,6 kg, Kör­per­grö­ße 180,8 ± 3,1 cm). Die Pro­ban­den hat­ten zum Zeit­punkt der Mes­sung kei­ne wei­te­ren Komor­biditäten, kei­ne Schaft­pass­form­pro­ble­me oder tem­po­rä­re Erkrankun­gen. Sie ver­fü­gen über lang­jäh­ri­ge Erfah­run­gen mit unter­schied­li­chen mikro­pro­zes­sor­ge­steu­er­ten Prothe­senkniegelenken und kön­nen die­se voll­um­fäng­lich nut­zen. Die Proban­den wur­den über das Ziel und die An­forderungen der bevor­ste­hen­den Stu­die auf­ge­klärt und gaben ihr schriftli­ches Ein­ver­ständ­nis, frei­wil­lig an der Stu­die teil­zu­neh­men. Die Stu­die wur­de von der Ethik­kom­mis­si­on der  Uni­versitätsmedizin Göt­tin­gen (UMG) geneh­migt und in Über­ein­stim­mung mit der Dekla­ra­ti­on von Hel­sin­ki durchgeführt.

Pro­the­ti­sche Ver­sor­gung in der Studie

Es wur­den zwei mikroprozessorge­steuerte Knie­ge­len­ke untersucht:

• C‑Leg 4 (Otto Bock, Duder­stadt, Deutschland)
• Rheo Knee XC (Össur, Reykja­vik, Island)

Die Gelen­ke unter­schei­den sich in ihren tech­ni­schen Eigen­schaf­ten (Tab. 1) ^17181920, was wie­der­um Ein­fluss auf die unter­such­ten Situatio­nen haben kann. Das C‑Leg 4 ver­fügt über eine Line­ar­hy­drau­lik, mit der die Wider­stän­de in Fle­xi­ons-und Exten­sionsrichtung unab­hän­gig vonein­ander gene­riert wer­den. Im Grund­zustand befin­det sich das Gelenk im „Default-Stance“-Modus, das heißt, es liegt ein hoher Standphasenbeuge­widerstand an. Das Rheo Knee XC da­gegen nutzt zur Widerstandsgenerie­rung ein magne­tor­heo­lo­gi­sches Prin­zip, wobei der erzeug­te Wider­stand gleich­zei­tig für Fle­xi­ons-und Exten­sionsrichtung gilt. Im Grund­zu­stand befin­det sich das Gelenk im „Default-Swing“-Modus, also im nied­ri­gen Schwung­pha­sen­fle­xi­ons­wi­der­stand.  Alle Test­pro­the­sen wur­den mit dem Car­bon­fe­der­fuß „Tri­ton“ (Otto Bock, Duder­stadt, Deutsch­land) ausgestattet.

Der Pro­the­sen­auf­bau und die Gelenk­ein­stel­lun­gen erfolg­ten gemäß eta­blier­ten Emp­feh­lun­gen ²¹²² im Rah­men der Herstelleran­gaben durch einen für die Gelen­ke zer­ti­fi­zier­ten CPO. Um funktionel­le Dif­fe­ren­zen der Knie­ge­len­ke aus­schließlich auf die Eigen­schaf­ten der  Knie­ge­len­ke zurück­füh­ren zu kön­nen, ist ein iden­ti­scher Prothesenauf­bau für bio­me­cha­ni­sche Vergleichs­studien obli­ga­to­risch. Dies wur­de im Ver­sor­gungs­pro­zess sicher­ge­stellt (Tab. 2). Den Pro­ban­den wur­de mit einem hal­ben Tag aus­gie­big Zeit ge­geben, um sich an die Funktionswei­se der Knie­ge­len­ke zu gewöh­nen²³.

Expe­ri­men­tel­les Setup

Fol­gen­de sicher­heits­re­le­van­te Alltags­situationen wur­den unter­sucht:  – Gehen mit klei­nen Schrit­ten  – Gehen auf der Trep­pe und auf einer Schrä­ge  – Rück­wärts­ge­hen  – Hän­gen­blei­ben des Fußes in der Schwungphase

Klei­ne Schrit­te: Die Schritt­län­ge wur­de durch Mar­kie­run­gen auf ca. 40 cm begrenzt. Unter­sucht wur­de das Gehen auf fes­tem sowie auf einem bei Belas­tung leicht nach­ge­ben­den Unter­grund (Holz­bo­den).

Gehen auf der Trep­pe und auf einer Schrä­ge: Es wur­den Mes­sun­gen beim Hin­ab­ge­hen einer vier­stu­fi­gen Trep­pe und beim Hin­ab-und Hin­auf­ge­hen einer um 10° geneig­ten Schrä­ge mit einer Län­ge von 3 Metern durchge­führt. Die Boden­re­ak­ti­ons­kraft wur­de auf der drit­ten Trep­pen­stu­fe von oben und in der Mit­te der Ram­pe gemes­sen. Ein Hand­lauf konn­te optio­nal genutzt wer­den. Die Ver­suchs­an­ord­nung ist den Publi­ka­tio­nen von Schmalz et al. zu ent­neh­men ²⁴²⁵.

Rück­wärts­ge­hen: Die Pro­ban­den wur­den auf­ge­for­dert, aus dem Stand in selbst­ge­wähl­ter Gehgeschwindig­keit alter­nie­rend rück­wärts zu gehen. Aus Sicher­heits­grün­den wur­den sie dabei mit einer spe­zi­el­len Wes­te aus­gerüstet, die an einem Deckenschie­nensystem höhen­ver­stell­bar ange­bracht ist und den Gang des Proban­den nicht beein­flusst ²⁶.

Hän­gen­blei­ben des Fußes in der Schwung­pha­se: Die Versuchsdurch­führung erfolg­te ana­log zu Blumen­tritt et al.²⁷ [21]. Das pro­the­sen­sei­ti­ge Hän­gen­blei­ben der Fuß­spit­ze am Boden wur­de durch Stö­rung der Schwung­pha­sen­ex­ten­si­on mit einem leich­ten Zug an einem Faden wäh­rend des ebe­nen Gehens simu­liert. Der Fa­den wur­de über dem Knö­chel­ad­ap­ter ange­bracht. Die Pro­ban­den wur­den vor­her nicht dar­über infor­miert, bei wel­chem der Ver­su­che die Stö­rung er­folgte. Aus Sicher­heits­grün­den wur­den die Pro­ban­den für die­se Messun­gen eben­falls mit der Sicher­heits­wes­te geschützt.

Zur Objek­ti­vie­rung des Sicher­heitspotenzials von Prothesenknie­gelenken eig­net sich eine mes­sen­de Gang­ana­ly­se, wie bereits mehr­fach publi­ziert wur­de ²⁸²⁹³⁰. Die Bo­denreaktionskräfte wur­den mit zwei pie­zo­elek­tri­schen Kraft­mess­plat­ten (Typ 9287A, Kist­ler Instru­men­te AG, Win­ter­thur, Schweiz) erfasst. Zur Mes­sung der kine­ma­ti­schen Parame­ter wur­de ein opto­elek­tro­ni­sches Ka­merasystem (Vicon MX, Vicon Mo­tion Sys­tems Ltd., Oxford, Großbri­tannien) mit 12 Infra­rot­ka­me­ras ver­wendet. Aus den kine­ma­ti­schen und kine­ti­schen Daten wur­den über alle Pro­ban­den Grup­pen­mit­tel­wer­te für fol­gen­de Para­me­ter berechnet:

•  Zeit-Distanz-Para­me­ter: Gehge­schwindigkeit, Schritt­län­ge, Standphasendauer
• Kine­ma­tik: Gelenk­win­kel, Gelenkwinkelgeschwindigkeiten
• Kine­tik: Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te, exter­ne Gelenkmomente

Für den Ver­such „Klei­ne Schrit­te“ wur­den zusätz­lich jeweils die Schrit­te iden­ti­fi­ziert, bei denen das Gelenk zu Beginn der Schwung­pha­se nicht kor­rekt in den nied­ri­gen Schwung­phasenwiderstand schal­tet. Eine Mit­telwertbildung erscheint bei den Ver­suchen „Rück­wärts­ge­hen“ und „Hän­genbleiben des Fußes in der Schwung­phase“ nicht zweck­mä­ßig. Hier wur­den die Ein­zel­ver­su­che ana­ly­siert, um das Ver­hal­ten der Knie­ge­len­ke in die­sen Situa­tio­nen zu charakterisie­ren. Aus­führ­li­che Beschrei­bun­gen zu den Knie­ge­len­ken und zur Metho­dik sind ³¹zu ent­neh­men.

Ergeb­nis­se

Tab. 2 Mit­tel­wer­te und Stan­dard­ab­wei­chun­gen pro­the­sen­sei­ti­ger Para­me­ter der unter­such­ten Situa­tio­nen. Metho­de zur Prüfung
auf sta­tis­ti­sche Signi­fi­kanz: Wil­coxon-Test p < 0,05 = signi­fi­kant (X), nicht signi­fi­kant (0), nicht anwend­bar (n. a.).

Klei­ne Schritte

Das Rheo Knee XC schal­te­te bei allen unter­such­ten klei­nen Schrit­ten zuver­lässig in die Schwung­pha­se. Mit dem C‑Leg wur­de die Schwung­pha­se bei etwa 90 % der Schrit­te aus­ge­löst. Dabei war die pro­zen­tua­le Schwungpha­senauslösung auf fes­tem Unter­grund etwa 6 % höher als auf dem nachge­benden Unter­grund. Der maxi­ma­le Knief­le­xi­ons­win­kel war bei kor­rek­ter Schwung­pha­sen­aus­lö­sung mit bei­den Gelen­ken annä­hernd iden­tisch (Tab. 2).

Gehen auf der Treppe

Bei Stu­fen­kon­takt war das Rheo Knee XC im Grup­pen­mit­tel 2° stär­ker flek­tiert als das C‑Leg. Ab ca. 25 % GZ beug­te das Rheo Knee XC deut­lich schnel­ler ein. Die Stre­ckung des Knie­ge­lenks in der Schwung­pha­se ver­lief mit dem C‑Leg schnel­ler. Bei 100 % GZ befand sich das Rheo Knee XC noch in der Streck­be­we­gung. Das maxi­ma­le Knief­le­xi­ons­mo­ment war mit dem C‑Leg etwa 27 % höher als mit dem Rheo Knee XC (Abb. 1, Tab. 2).

Gehen auf der Schräge

Abwärts: Der maxi­ma­le Knieflexi­onswinkel zu Beginn der Schwung­phase war mit dem C‑Leg etwa 5° hö­her als mit dem Rheo Knee XC. Die Stre­ckung des Knie­ge­lenks in der Schwung­pha­se ver­lief mit dem C‑Leg schnel­ler als mit dem Rheo Knee XC. Zum Ende der Schwung­pha­se wur­de das Ober­schen­kel­seg­ment mit dem Rheo Knee XC stär­ker in Stre­ckung gebracht. Bei Fer­sen­auf­tritt war der Ober­schen­kel­seg­ment­win­kel mit dem Rheo Knee XC etwas gestreck­ter als­mit dem C‑Leg. Das maxi­ma­le Knief­le­xi­ons­mo­ment war mit dem C‑Leg etwa 10 % höher als mit dem Rheo Knee XC (Abb. 1, Tab. 2).

Auf­wärts: Das Rheo Knee XC er­reichte in der Schwung­pha­se einen 6° nied­ri­ge­ren maxi­ma­len Knieflexions­winkel als das C‑Leg. Die Stre­ckung in der ter­mi­na­len Schwung­pha­se ver­lief mit dem Rheo Knee XC lang­sa­mer; bei 100 % GZ befand sich das Gelenk noch in der Streck­be­we­gung (Tab. 2).

Rück­wärts­ge­hen

Mit dem Rheo Knee XC konn­te in eini­gen Ver­suchs­durch­gän­gen eine unkon­trol­lier­ba­re Knief­le­xi­on be­obachtet wer­den. Dabei beug­te das Pro­the­senknie­ge­lenk zunächst beim Schritt mit der Pro­the­se nach hin­ten in der Schwung­pha­se ein, sodass mit vor­flek­tier­tem Knie auf­ge­tre­ten wur­de und die­ses anschlie­ßend unkon­trol­lier­bar flek­tier­te. Dabei war es ir­relevant, ob der ers­te Schritt mit der Pro­the­se oder der kon­tra­la­te­ra­len Sei­te aus­ge­führt wur­de. Mit dem C‑Leg war die Pro­the­se bei allen Rückwärts­schritten sta­bil belast­bar. Exempla­risch sind in Abbil­dung 2 zwei Ein­zelversuche eines Pro­ban­den dargestellt.

Hän­gen­blei­ben des Fußes in der Schwungphase

Die Ver­su­che wur­den nach dem sagit­talen Knie­win­kel der Pro­the­se bei pro­thesenseitigem Boden­kon­takt nach der Stö­rung der Schwungphasenex­tension in zwei Win­kel­be­rei­chen angeordnet:

•  Knie­win­kel bei Boden­kon­takt klei­ner als 40°: Es lie­ßen sich mit bei­den Knie­ge­len­ken ab einem Knie­win­kel von grö­ßer als 25° Kom­pen­sa­tio­nen erken­nen. Die Anzahl der Versu­che mit Kom­pen­sa­ti­on war mit dem C‑Leg etwa 20 % gerin­ger. Wäh­rend das C‑Leg bis zu einem Knie­win­kel von 40° bei nahe­zu allen Ver­su­chen exten­diert wer­den konn­te, war dies mit dem Rheo Knee XC bei weni­ger Ver­su­chen mög­lich (Tab. 2).
• Knie­win­kel bei Boden­kon­takt grö­ßer als 40°: Mit dem C‑Leg führ­te le­diglich ein Ver­such mit einem Knie­winkel von mehr als 50° zum Sturz, und es konn­te nahe­zu bei der Hälf­te der Ver­su­che noch exten­diert wer­den. Das Rheo Knee XC konn­te ab einem Knie­win­kel von 40° bei kei­nem der Ver­su­che mehr exten­diert wer­den. Etwa 70 % der Ver­su­che führ­ten zu einem Sturz (Tab. 2).

Dis­kus­si­on

Eines der Sturz­ri­si­ken ampu­tier­ter Per­so­nen ist das Hän­gen­blei­ben des Pro­the­sen­fu­ßes in der Schwung­pha­se, das im Wesent­li­chen von der Boden­freiheit beim Durch­schwin­gen beein­flusst wird. Die Boden­frei­heit wird pri­mär über eine kor­rek­te Schwungpha­senauslösung und einen aus­rei­chend gro­ßen Knief­le­xi­ons­win­kel von mehr als ca. 40° erreicht. Bei lang­sa­me­rer Geh­ge­schwin­dig­keit oder beim Gehen mit klei­nen Schrit­ten ver­rin­gert sich der maxi­ma­le Knief­le­xi­ons­win­kel pro­thesenseitig ten­den­zi­ell. Die­ser war bei kor­rek­ter Schwung­pha­sen­aus­lö­sung bei bei­den Gelen­ken mit etwa 45° an­nähernd iden­tisch. Das Rheo Knee XC schal­te­te bei allen klei­nen Schrit­ten zuver­läs­sig in die Schwung­pha­se; mit dem C‑Leg konn­ten etwa 90 % der Schrit­te aus­ge­löst wer­den. Beim Ge­hen mit klei­nen Schrit­ten scheint das „Default-Swing“-Prinzip bezüg­lich der Schwung­pha­sen­aus­lö­sung daher Vor­teile zu bie­ten.  Auch beim Hin­ab­ge­hen der Trep­pe konn­ten sicher­heits­re­le­van­te Unter­schiede fest­ge­stellt wer­den. Um den Pro­the­sen­fuß exakt auf der Treppen­stufe posi­tio­nie­ren zu kön­nen, soll­te sich das Knie­ge­lenk unmit­tel­bar vor Stu­fen­kon­takt in einer reproduzierba­ren Stre­ckend­la­ge befin­den ^3233343536. Wäh­rend mit dem C‑Leg eine kon­stan­te Stre­ckend­la­ge erreicht wur­de, vari­ier­te die­se beim Rheo Knee XC erheb­lich, wodurch sich auch das Ein­beugeverhalten als inkon­sis­tent dar­stellte. Exem­pla­risch sind in Abbil­dung 3 die Ein­zel­ver­läu­fe des Knie­winkels für einen Pro­ban­den mit bei­den Gelen­ken dar­ge­stellt. Um das Gelenk vor Fer­sen­auf­tritt in die vol­le Stre­ckung zu brin­gen, führ­ten eini­ge Anwen­der eine bewuss­te kompensa­torische Streck­be­we­gung des Stump­fes aus, so wie es auch auf der Ram­pe beob­ach­tet wur­de (Abb. 1).

Weiter­hin soll­te das Pro­the­senknie­ge­lenk ei­nen kon­sis­ten­ten inter­nen Fle­xi­ons­wi­der­stand wäh­rend der prothesen­seitigen Ein­bein­stand­pha­se erzeu­gen, der eine hohe Trag­fä­hig­keit der Pro­these gewähr­leis­tet und damit beim fol­gen­den Stu­fen­kon­takt zur Entlas­tung der erhal­te­nen Sei­te bei­trägt. ^3738394041. Wäh­rend das Rheo Knee XC zu Beginn der Stand­pha­se einen höhe­ren Wider­stand gene­rier­te, stieg der Wider­stand zum Ende der Stand­phase mit dem C‑Leg deut­lich stär­ker an und erreich­te ein etwa 25 % höhe­res Maxi­mum, was zu einer höhe­ren Trag­fä­hig­keit der Pro­the­se führt. Die Wider­stands­cha­rak­te­ris­tik in Kom­bination mit einem reproduzierba­ren und zuver­läs­si­gen Errei­chen der Stre­ckend­la­ge spre­chen daher für ein höhe­res Sicher­heits­po­ten­zi­al mit dem C‑Leg beim Hin­ab­ge­hen einer Trep­pe.  Wie auf der Trep­pe erzeug­te das Rheo Knee XC auch beim Hinab­gehen einer Schrä­ge zum Ende der Stand­pha­se weni­ger Flexionswider­stand als das C‑Leg. Die Ergeb­nis­se zei­gen, dass beim Rheo Knee XC zu Be­ginn der Beu­gung ein zunächst hoher Wider­stand wirkt, der im Ver­lauf der Beu­gung signi­fi­kant nach­lässt. Die gerin­ge­re Kniewinkelgeschwindig­keit des Rheo Knee XC bei Schwung­phasenextension bestä­tigt, dass die Anwen­der auch auf der Schrä­ge aktiv die unzu­rei­chen­de Streck­be­we­gung aus­glei­chen muss­ten. Dazu führ­ten sie in der ter­mi­na­len Schwung­pha­se­ei­ne ver­stärk­te kom­pen­sa­to­ri­sche Ober­schen­kel­seg­ment­stre­ckung aus, sodass das Knie­ge­lenk auf­grund der Mas­sen­träg­heit des Unterschenkel­segmentes wie­der die Streckendlageer­reichte. Beim Hin­auf­ge­hen der Schrä­ge erreich­te das Rheo Knee XC im Mit­tel einen 6° nied­ri­ge­ren maxi­ma­len Knief­le­xi­ons­win­kel. Das kann dazu füh­ren, dass beim Durch­schwin­gen des Pro­the­sen­bei­nes in der Schwung­phase der Abstand zwi­schen Prothe­senfuß und Boden gerin­ger ist, was wie­der­um ein erhöh­tes Stol­per­ri­si­ko dar­stel­len kann. Wie auch beim Ab­wärtsgehen der Schrä­ge exten­dier­te das Rheo Knee XC in der ter­mi­na­len Schwung­pha­se deut­lich lang­sa­mer und erreich­te in die­ser Gang­si­tua­ti­on erst unmit­tel­bar vor Fer­sen­auf­tritt die Streckendlage.

Das zuver­läs­si­ge und prä­zi­se Schal­ten zwi­schen Stand-und Schwung­phase in jeg­li­chen All­tag­si­tua­tio­nen, so auch beim Rück­wärts­ge­hen, ist für den Pro­the­sen­trä­ger ein elementa­res Sicher­heits­kri­te­ri­um. Ein ausblei­bender hoher Stand­pha­sen­fle­xi­ons­wi­der­stand kann in den meis­ten Fäl­len vom Anwen­der nicht kompen­siert wer­den. Häu­fig kommt es dann zum Gelenk­kol­laps und damit zum Sturz ⁴². Beim Rück­wärts­ge­hen zeig­te sich ein sicher­heits­kri­ti­scher Nach­teil des beim Rheo Knee XC genutz­ten „Default-Swing“-Prinzips: Führt der Anwen­der die unbe­las­te­te Pro­the­se nach hin­ten, liegt ledig­lich der nied­rige Schwungphasenflexionswider­stand an. So kann das Prothesenknie­gelenk auf­grund der Mas­sen­träg­heit des Unter­schen­kel­seg­men­tes noch vor Boden­kon­takt flek­tie­ren, sodass bei Belas­tung der vor­flek­tier­ten Pro­the­se die Schalt­be­din­gun­gen nicht reprodu­zierbar erfüllt wer­den und somit nur der nied­ri­ge Schwungphasenflexions­widerstand wirkt. Mit dem C‑Leg wer­den beim Rück­wärts­ge­hen nicht alle Schalt­kri­te­ri­en erfüllt. Daher bleibt das Gelenk im Stand­pha­sen­mo­dus mit hohem Fle­xi­ons­wi­der­stand und bie­tet damit eine sicher belast­ba­re Pro­the­se.  Nach einer gestör­ten Schwungpha­senextensionsbewegung wie beim Stol­pern hängt das Sturz­ri­si­ko für Per­so­nen mit einer Oberschenkelam­putation von meh­re­ren Fak­to­ren ab.

Die­se sind vorrangig:

• Knie­beu­ge­win­kel bei fol­gen­dem pro­the­sen­sei­ti­gem Bodenkontakt
• Reak­ti­ons­schnel­lig­keit des Anwenders
• Stumpf­leis­tungs­fä­hig­keit
• Eigen­schaf­ten des Prothesenkniegelenks

Je grö­ßer der Knie­beu­ge­win­kel bei Stö­rung der Schwung­pha­se und fol­gendem Boden­kon­takt ist, des­to stär­ker muss der Anwen­der durch kom­pensatorische Bewe­gun­gen einem Sturz ent­ge­gen­wir­ken. Im Regel­fall ver­sucht der Anwen­der, das Kniege­lenk mög­lichst früh­zei­tig nach Bo­denkontakt durch eine Stumpfex­tension zu stre­cken. Um die Kniestre­ckung schnellst­mög­lich durch­füh­ren zu kön­nen, soll­te das Knie­ge­lenk da­bei einen nied­ri­gen Extensionswider­stand und gleich­zei­tig einen hohen  Fle­xi­ons­wi­der­stand bie­ten, falls das Gelenk nicht mehr in Stre­ckung ge­bracht wer­den kann ⁴³. Die­se Kri­te­ri­en sind beim C‑Leg auf­grund des genutz­ten Hydrau­lik­sys­tems erfüllt. Mit dem Rheo Knee XC hin­ge­gen wird nur ein Wider­stand erzeugt, der gleich­zei­tig für Fle­xi­ons-und Exten­si­ons­rich­tung gilt. Eine Stre­ckung des Knie­ge­lenks gegen einen nied­ri­gen Wider­stand kann daher erst nach dem Umschal­ten vom hohen Fle­xi­ons-in den nied­ri­gen Exten­si­ons­wi­der­stand erfol­gen. Somit ist eine Stre­ckung des Knie­ge­lenks im Ver­gleich zum C‑Leg erschwert.

Fazit

Die zuver­läs­si­ge und siche­re Funkti­onsweise von Exoprothesenkompo­nenten, ins­be­son­de­re von Kniegelen­ken, stellt die tech­ni­sche Basis für eine erfolg­rei­che Reha­bi­li­ta­ti­on von Men­schen mit einer Oberschenkelampu­tation dar – unab­hän­gig vom Mobili­tätsgrad. Gegen­stand der Stu­die war es, die kli­nisch rele­van­ten Para­me­ter „Sicher­heit“ und „Funk­ti­ons­qua­li­tät“ zu unter­su­chen. Mit Hil­fe einer objek­tiven bio­me­cha­ni­schen Ana­ly­se konn­ten funk­tio­nel­le und sicherheitsrele­vante Vor-und Nach­tei­le fest­ge­stellt wer­den, die auf die unter­schied­li­chen tech­no­lo­gi­schen Kon­zep­te und Steu­erungsalgorithmen zurück­zu­füh­ren sind. Der Ver­gleich mit Ergeb­nis­sen aus Stu­di­en mit den jewei­li­gen Vor­gängerversionen der Gelen­ke zeigt, dass sich zwar die Funk­ti­ons­qua­li­tät und das Sicher­heits­po­ten­zi­al teilwei­se ver­bes­sert haben, dass bekann­te Vor-bezie­hungs­wei­se Nach­tei­le aber nach wie vor bestehen ⁴⁴⁴⁵. So spre­chen die Ergeb­nis­se die­ser Stu­die da­für, dass das C‑Leg 4 dem Anwen­der in all­täg­li­chen sicher­heits­re­le­van­ten Situa­tio­nen Vor­tei­le gegen­über dem Rheo Knee XC bietet.

Inter­es­sen­kon­flikt

Alle Autoren sind Mit­ar­bei­ter der Fir­maOt­to Bock SE & Co. KGaA. Die unter­suchten mikro­pro­zes­sor­ge­steu­er­ten Pro­the­senknie­ge­len­ke stam­men von unter­schied­li­chen Herstellern.

Für die Autoren: 

Tho­mas Maxi­mi­li­an Köhler
Rese­arch Engi­neer Rese­arch Biomechanics
Cli­ni­cal Rese­arch & Services
Otto Bock SE & Co. KGaA
Her­mann-Rein-Str. 2a
37075 Göt­tin­gen
thomasmaximilian.koehler@ottobock.de

Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

1. Hahn A, Lang M. Effects of mobi­li­ty gra­de, age and etio­lo­gy on func­tion­al bene­fit and safe­ty of sub­jects eva­lua­ted in more than 1200 C‑Leg tri­al fit­tings in Ger­ma­ny. J Pro­sthet Orthot, 2015; 37 (3): 86–94
2. Haf­ner BJ, Smith DG. Dif­fe­ren­ces in func­tion and safe­ty bet­ween Medi­ca­re Func­tion­al Clas­si­fi­ca­ti­on Level‑2 and ‑3 trans­fe­mo­ral ampu­tees and influence of pro­sthe­tic knee joint con­trol. J Reha­bil Res Dev, 2009; 46 (3): 417–433
3. High­s­mith MJ, Kah­le JT, She­pard NT, Kauf­man KR. The effect of the C‑Leg knee pro­sthe­sis on sen­so­ry depen­den­cy and falls during sen­so­ry orga­ni­sa­ti­on test­ing. Tech­no­lo­gy and Inno­va­ti­on, 2014; 2013 (4): 343–347
4. Hahn A, Lang M. Effects of mobi­li­ty gra­de, age and etio­lo­gy on func­tion­al bene­fit and safe­ty of sub­jects eva­lua­ted in more than 1200 C‑Leg tri­al fit­tings in Ger­ma­ny. J Pro­sthet Orthot, 2015; 37 (3): 86–94
5. Grei­temann B, Nie­mey­er C, Lech­ler K, Lud­viks­dot­tir A. Ver­bes­se­rung der Teil­ha­be durch ein mikro­pro­zes­sor­ge­steu­er­tes Pro­the­senknie­ge­lenk – ers­te Erfah­run­gen einer Kohor­ten­stu­die. Med Orth Tech, 2011; 131: 90–101
6. Hahn A, Lang M. Effects of mobi­li­ty gra­de, age and etio­lo­gy on func­tion­al bene­fit and safe­ty of sub­jects eva­lua­ted in more than 1200 C‑Leg tria 
7. Haf­ner BJ, Smith DG. Dif­fe­ren­ces in func­tion and safe­ty bet­ween Medi­ca­re Func­tion­al Clas­si­fi­ca­ti­on Level‑2 and ‑3 trans­fe­mo­ral ampu­tees and influence of pro­sthe­tic knee joint con­trol. J Reha­bil Res Dev, 2009; 46 (3): 417–433
8. Bell­mann M, Schmalz T, Blu­men­tritt S. Com­pa­ra­ti­ve Bio­me­cha­ni­cal Ana­ly­sis of Cur­rent Micro­pro­ces­sor-Con­trol­led Pro­sthe­tic Knee Joints. Arch Phys Med Reha­bil, 2010; 91 (4): 644–652
9. Bell­mann M, Schmalz T, Lud­wigs E, Blu­men­tritt S. Unmit­tel­ba­re Effek­te eines neu­en mikro­pro­zes­sor­ge­steu­er­ten Pro­the­senknie­ge­lenks: Eine ver­glei­chen­de bio­me­cha­ni­sche Ana­ly­se. Arch Phys Med Reha­bil, 2012; 93 (3): 541– 49
10. Bell­mann M, Schmalz T, Blu­men­tritt S. Funk­ti­ons­prin­zi­pi­en aktu­el­ler Mikro­pro­zes­sor gesteu­er­ter Pro­the­senknie­ge­len­ke. Ortho­pä­die Tech­nik, 2009 ; 60 (5): 1–6
11. Blu­men­tritt S, Bell­mann M. Poten­zi­el­le Sicher­heit von aktu­el­len nicht-mikro­pro­zes­sor- und mikro­pro­zes­sor­ge­steu­er­ten Pro­the­senknie­ge­len­ken. Ortho­pä­die Tech­nik, 2010; 61 (11): 788–799
12. Thie­le J, Wes­teb­be B, Bell­mann M, Kraft M. Designs and per­for­mance of micro­pro­ces­sor-con­trol­led knee joints. Bio­med Tech, 2014; 59 (1): 65–77
13. Bell­mann M, Schmalz T, Blu­men­tritt S. Com­pa­ra­ti­ve Bio­me­cha­ni­cal Ana­ly­sis of Cur­rent Micro­pro­ces­sor-Con­trol­led Pro­sthe­tic Knee Joints. Arch Phys Med Reha­bil, 2010; 91 (4): 644–652
14. Blu­men­tritt S, Bell­mann M. Poten­zi­el­le Sicher­heit von aktu­el­len nicht-mikro­pro­zes­sor- und mikro­pro­zes­sor­ge­steu­er­ten Pro­the­senknie­ge­len­ken. Ortho­pä­die Tech­nik, 2010; 61 (11): 788–799
15. Johans­son JL, Sher­ril DM, Riley PO, Bona­to P, Herr H. A cli­ni­cal com­pa­ri­son of varia­ble-dam­ping and mecha­ni­cal­ly pas­si­ve pro­sthe­tic knee devices. Am J Phys Med Reha­bil, 2005; 84 (8): 563–575
16. Sepin M, Kast­ner J, Stroh­mer C. Berg­ab­ge­hen – ein Knie­pass­teil­ver­gleich. Ortho­pä­die Tech­nik, 2010; 61 (4): 245–249
17. Bell­mann M, Schmalz T, Blu­men­tritt S. Funktionsprinzipien
    aktu­el­ler Mikro­pro­zes­sor gesteu­er­ter Pro­the­senknie­ge­len­ke. Ortho­pä­die Tech­nik, 2009 ; 60 (5): 1–6
18. Kam­pas P, Sei­fert D. Das neue C‑Leg: neue Funk­tio­nen und neue Tech­no­lo­gie. Ortho­pä­die Tech­nik, 2015; 66 (10): 1–4
19. Kam­pas P, Sei­fert D. Das neue C‑Leg: neue Funk­tio­nen und neue Tech­no­lo­gie. Ortho­pä­die Tech­nik, 2015; 66 (10): 1–4
20. Herr H, Wil­ken­field A. User-adap­ti­ve con­trol of a magnetorheological
    pro­sthe­tic knee. Indus­tri­al Robot: An Inter­na­tio­nal Jour­nal, 2003; 30 (1): 42–55
21. Otto Bock Health­ca­re GmbH (Hrsg.). Auf­bau­emp­feh­lun­gen für TF-Modu­lar-Bein­pro­the­sen: 646F219=D‑10–1210. Duder­stadt: Ottobock 
22. Bell­mann M, Blu­men­tritt S, Pusch M, Schmalz T, Schö­ne­mei­er M. Das 3D L.A.S.A.R – eine neue Gene­ra­ti­on der Sta­tik-Ana­ly­se zur Opti­mie­rung des Auf­baus von Pro­the­sen und Orthe­sen. Ortho­pä­die Tech­nik, 2017; 66 (12): 18–25
23. Schmalz T, Bell­mann M, Pröbs­ting E, Blu­men­tritt S. Effects of adap­ti­on to a ful­ly new pro­sthe­tic lower limb com­po­nent: results of bio­me­cha­ni­cal tests imme­dia­te­ly after fit­ting and after 3 month use. J Pro­sthet Orthot, 2014; 26 (3): 134–143
24. Schmalz T, Blu­men­tritt S, Alten­burg B. Bio­me­cha­ni­sche Ana­ly­se des Schrä­gen- und Trep­pen­ge­hens mit aktu­el­len Knie­pass­tei­len. Ortho­pä­die Tech­nik, 2006; 57 (9): 682–693
25. Schmalz T, Blu­men­tritt S, Marx B. Bio­me­cha­ni­cal ana­ly­sis of sta­ir ambu­la­ti­on in lower limb ampu­tees. Gait pos­tu­re, 2007; 25 (2): 267–278
26. Blu­men­tritt S, Schmalz T, Jarasch R. The Safe­ty of C‑Leg: Bio­me­cha­ni­cal Tests. J Pro­sthet Orthot, 2009; 21 (1): 2–14
27. Blu­men­tritt S, Schmalz T, Jarasch R. The Safe­ty of C‑Leg: Bio­me­cha­ni­cal Tests. J Pro­sthet Orthot, 2009; 21 (1): 2–14
28. Bell­mann M, Schmalz T, Blu­men­tritt S. Com­pa­ra­ti­ve Bio­me­cha­ni­cal Ana­ly­sis of Cur­rent Micro­pro­ces­sor-Con­trol­led Pro­sthe­tic Knee Joints. Arch Phys Med Reha­bil, 2010; 91 (4): 644–652
29. Blu­men­tritt S, Bell­mann M. Poten­zi­el­le Sicher­heit von aktu­el­len nicht-mikro­pro­zes­sor- und mikro­pro­zes­sor­ge­steu­er­ten Pro­the­senknie­ge­len­ken. Ortho­pä­die Tech­nik, 2010; 61 (11): 788–799
30. Blu­men­tritt S, Schmalz T, Jarasch R. The Safe­ty of C‑Leg: Bio­me­cha­ni­cal Tests. J Pro­sthet Orthot, 2009; 21 (1): 2–14
31. Bell­mann M, Köh­ler TM, Schmalz T. Com­pa­ra­ti­ve biomechanical
    eva­lua­ti­on of two tech­no­lo­gi­cal­ly dif­fe­rent micro­pro­ces­sor-con­trol­led pro­sthe­tic knee joints in safe­ty-rele­vant dai­ly­li­fe situa­tions. Bio­med Tech (Berl), 2019; 64 (4): 407–420
32. Bell­mann M, Schmalz T, Blu­men­tritt S. Com­pa­ra­ti­ve Biomechanical
    Ana­ly­sis of Cur­rent Micro­pro­ces­sor-Con­trol­led Pro­sthe­tic Knee Joints. Arch Phys Med Reha­bil, 2010; 91 (4): 644–652
33. Bell­mann M, Schmalz T, Lud­wigs E, Blu­men­tritt S. Unmit­tel­ba­re Effek­te eines neu­en mikro­pro­zes­sor­ge­steu­er­ten Pro­the­senknie­ge­lenks: Eine ver­glei­chen­de biomech
34. Bell­mann M, Schmalz T, Blu­men­tritt S. Funk­ti­ons­prin­zi­pi­en aktu­el­ler Mikro­pro­zes­sor gesteu­er­ter Prothesenkniegelenke.
    Ortho­pä­die Tech­nik, 2009 ; 60 (5): 1–6
35. Blu­men­tritt S, Bell­mann M. Poten­zi­el­le Sicher­heit von aktu­el­len nicht-mikro­pro­zes­sor- und mikro­pro­zes­sor­ge­steu­er­ten Pro­the­senknie­ge­len­ken. Ortho­pä­die Tech­nik, 2010; 61 (11): 788–799
36. Schmalz T, Blu­men­tritt S, Alten­burg B. Bio­me­cha­ni­sche Ana­ly­se des Schrä­gen- und Trep­pen­ge­hens mit aktu­el­len Knie­pass­tei­len. Ortho­pä­die Tech­nik, 2006; 57 (9): 682–693
37. Bell­mann M, Schmalz T, Blu­men­tritt S. Com­pa­ra­ti­ve Bio­me­cha­ni­cal Ana­ly­sis of Cur­rent Micro­pro­ces­sor-Con­trol­led Pro­sthe­tic Knee Joints. Arch Phys Med Reha­bil, 2010; 91 (4): 644–652
38. Bell­mann M, Schmalz T, Lud­wigs E, Blu­men­tritt S. Unmit­tel­ba­re Effek­te eines neu­en mikro­pro­zes­sor­ge­steu­er­ten Pro­the­senknie­ge­lenks: Eine ver­glei­chen­de bio­me­cha­ni­sche Ana­ly­se. Arch Phys Med Reha­bil, 2012; 93 (3): 541–549
39. Bell­mann M, Schmalz T, Blu­men­tritt S. Funk­ti­ons­prin­zi­pi­en aktu­el­ler Mikro­pro­zes­sor gesteu­er­ter Pro­the­senknie­ge­len­ke. Ortho­pä­die Tech­nik, 2009 ; 60 (5): 1–6
40. Blu­men­tritt S, Bell­mann M. Poten­zi­el­le Sicher­heit von aktu­el­len nicht-mikro­pro­zes­sor- und mikroprozessorgesteuerten
    Pro­the­senknie­ge­len­ken. Ortho­pä­die Tech­nik, 2010; 61 (11): 788–799
41. Schmalz T, Blu­men­tritt S, Alten­burg B. Biomechanische
    Ana­ly­se des Schrä­gen- und Trep­pen­ge­hens mit aktu­el­len Knie­pass­tei­len. Ortho­pä­die Tech­nik, 2006; 57 (9): 682–6
42. Blu­men­tritt S, Schmalz T, Jarasch R. The Safe­ty of C‑Leg:
    Bio­me­cha­ni­cal Tests. J Pro­sthet Orthot, 2009; 21 (1): 2–14
43. Bell­mann M, Schmalz T, Blu­men­tritt S. Com­pa­ra­ti­ve Bio­me­cha­ni­cal Ana­ly­sis of Cur­rent Micro­pro­ces­sor-Con­trol­led Pro­sthe­tic Knee Joints. Arch Phys Med Reha­bil, 2010; 91 (4):
    644–652
44. Bell­mann M, Schmalz T, Blu­men­tritt S. Com­pa­ra­ti­ve Bio­me­cha­ni­cal Ana­ly­sis of Cur­rent Micro­pro­ces­sor-Con­trol­led Pro­sthe­tic Knee Joints. Arch Phys Med Reha­bil, 2010; 91 (4): 644–652
45. Blu­men­tritt S, Bell­mann M. Poten­zi­el­le Sicher­heit von aktu­el­len nicht-mikro­pro­zes­sor- und mikroprozessorgesteuerten
    Pro­the­senknie­ge­len­ken. Ortho­pä­die Tech­nik, 2010; 61 (11): 788–799