Einleitung
Für viele Patienten mit neurologischen Indikationen sind Beinorthesen geeignete Hilfsmittel, um das Gehen zu ermöglichen oder ein fehlerhaftes Gangbild zu verbessern. Ziel der modernen Orthopädie-Technik ist es, funktionelle Orthesen herzustellen, die allen auftretenden Belastungen standhalten und ihren Verwendungszweck erfüllen. Während Funktion und Zweck durch die Indikation und die Bedürfnisse des Patienten definiert werden, müssen bei der Ermittlung der Belastbarkeit einer Orthese viele patienten- und orthesenbezogene Parameter berücksichtigt werden.
In Zeiten, in denen Krankenkassen bzw. Kostenträger jede geplante Versorgung im Sinne einer Maßanfertigung vor einer Genehmigung kritisch hinterfragen, sollten Funktion und Zweck klar definiert sein – sowohl bei der Verordnung als auch bei der Versorgungsplanung seitens des Orthopädie-Technikers. Dank neuer mechanischer Gelenke, moderner Materialien und innovativer Arbeitstechniken nehmen Funktionalität und Akzeptanz orthetischer Versorgungen stetig zu. Die Herstellung einer belastbaren Orthese ist ebenfalls im Interesse des jeweiligen Fachbetriebes, da durch Brüche bedingte Ersatz- oder Reparaturarbeiten in den seltensten Fällen vom Kostenträger übernommen werden.
Oberste Priorität hat jedoch die Vermeidung von Risiken, die durch die Benutzung des Hilfsmittels für den Patienten entstehen können (z. B. ein Sturz). Denn ausschließlich belastbare Orthesen bieten die geforderte Sicherheit, durch die folgenschwere Brüche im Vorfeld vermieden werden können.
Belastung und Belastbarkeit
Da die Belastbarkeit einer Orthese nicht ohne Kenntnisse über die zu erwartenden Belastungen bestimmt werden kann, muss man sich zunächst mit Kräften und Momenten beschäftigen. Beim Gehen treten sowohl interne als auch externe Kräfte auf 1. Interne Kräfte werden hauptsächlich durch aktive Muskelkontraktion verursacht. Zu den externen Kräften zählt in erster Linie die Bodenreaktionskraft (BRK), die als Gegenkraft zur Gewichtskraft des menschlichen Körpers auftritt. Diese Gesetzmäßigkeit ist als Drittes Newton’sches Axiom bekannt. Auf das obere Sprunggelenk wirkt zum Beispiel beim „push-off“ sowohl die BRK als externe Kraft (im Sinne einer Dorsalextension) als auch die isometrische Muskelkraft der Plantarflexoren als interne Kraft (im Sinne einer Plantarflexion) 23.
Die im dreidimensionalen Raum auftretenden sagittalen, frontalen und transversalen Anteile der BRK werden im BRK-Vektor zusammengefasst, der Richtung und Größe aller Anteile aufzeigt. Durch diese Charakteristik des Vektors lassen sich die Drehmomente an beliebigen Stellen eines Körpers über die Formel M = F * l berechnen. Darin stellt M das zu errechnende Drehmoment und F die vorliegende Kraft dar. Die Variable l bezeichnet den Hebelarm, also die Entfernung vom senkrecht verlaufenden Vektor zu der Stelle des zu berechnenden Drehmomentes 4. Nach einem ähnlichen Modell werden bei instrumentierten Ganganalysen die in den Gelenken auftretenden Momente berechnet.
Diese Grundlagen lassen sich selbstverständlich auch auf das Gehen mit einer Orthese anwenden, wobei deren Belastung schlussendlich davon abhängig ist, wie das Körpergewicht auf die Orthese übertragen wird. Bei Ganzbeinorthesen mit Tuberaufsitz wird beispielsweise ein größerer Teil der Gewichtskraft in die Orthese eingeleitet als bei Unterschenkelorthesen. Durch die fehlende Verbindung zum Boden spielt die BRK bei Knieorthesen hingegen keine Rolle. Entsprechend hängt es vom Orthesentyp ab, wie hoch die auftretenden Kräfte sind.
Die in den mechanischen Gelenken auftretenden Drehmomente werden am Beispiel einer KAFO in „terminal stance“ deutlich (Abb. 1). Wie beschrieben ist ein Drehmoment das Produkt aus Kraft und Hebelarm. Die Bodenreaktionskraft F kann entlang des BRK-Vektors in ihrer Wirkungsrichtung frei verschoben werden. Der zweite wichtige Parameter ist der Hebelarm: Auf Knöchelhöhe ist ein Hebelarm von der Länge des aktiven Vorfußhebels vorhanden. Einen aktiven Vorfußhebel erreicht man durch einen statischen oder dynamischen Dorsalanschlag in Kombination mit einem langen rigiden oder teilflexiblen Fußteil. Mit diesen beiden Parametern kann das Drehmoment entlang des Profilkernes vom Fußteil bis zum Kniegelenk an jeder beliebigen Stelle berechnet werden (MB = F * l). Da bei gleicher BRK der Abstand zum Kniegelenk (l1) kürzer ist als der Abstand zum Knöchelgelenk (l2), ist in „terminal stance“ das Drehmoment im Knöchelgelenk (MB2 = F * l2) größer als im Kniegelenk (MB2 = F * l1).
Definition von Belastung in der technischen Mechanik
In der technischen Mechanik wird der Begriff „Belastung“ unter zwei verschiedenen Gesichtspunkten definiert: nach der Lastverteilung und nach dem zeitlichen Verlauf. Während die Belastung nach Lastverteilung in Punktlast, Streckenlast und Flächenlast differenziert wird, findet nach dem zeitlichen Verlauf eine Einteilung in statische und dynamische Belastung statt 5. Hier kommt der Begriff „Beanspruchung“ hinzu, der den Angriffspunkt und die Wirkungsrichtung der Kraft beschreibt (Abb. 2).
Statische Belastungen, auch „ruhende Belastungen“ genannt, sind durch eine konstant hohe Beanspruchung gekennzeichnet, die im zeitlichen Verlauf nicht variiert (Abb. 3a). In einer Orthese tritt diese Belastung beispielsweise beim Stehen auf, wenn das Fußteil einem gleichbleibenden Druck ausgesetzt ist. Wenn sich der Patient leicht nach vorne neigt und so sein Körpergewicht in die ventrale Unterschenkelschale der Orthese drückt, liegt im mechanischen Knöchelgelenk augenscheinlich ebenfalls eine statische Belastung vor. Von einer konstanten Beanspruchung kann man hier allerdings nicht sprechen, da selbst beim Stehen geringe Bewegungen auftreten, die beispielsweise durch ein Vor- und Zurückschwanken des Körperschwerpunktes, dem sogenannten „postural sway“, gekennzeichnet sind 6. In diesem Fall liegt bereits eine dynamische Belastung vor (Abb. 3b).
Bei dynamischen Belastungen verändert sich die einwirkende Kraft im zeitlichen Verlauf. Man unterscheidet zwischen schwellenden Belastungen (Abb. 3c; Kraft variiert zwischen einem oder mehreren Werten, kein Wechsel zwischen zwei Beanspruchungsarten) und wechselnden Belastungen (Abb. 3d; Kraft variiert zwischen einem oder mehreren Werten, dabei Wechsel zwischen zwei Beanspruchungsarten). Beide Belastungsarten können einen harmonischen Verlauf aufweisen, bei dem die Beanspruchung zyklisch zuund abnimmt und häufig einen sinusförmigen Verlauf aufweist. Dynamische Belastungen treten sowohl beim Stehen als auch beim Gehen auf, insbesondere beim Wechsel zwischen Stand- und Schwungphase im Bereich der mechanischen Knie- und Knöchelgelenke.
Für dynamisch beanspruchte Bauteile ist die Dauerfestigkeit ein wichtiger Parameter. Er gibt Aufschluss darüber, wie viele Lastwechsel ein Bauteil aushält, bevor es zum Bruch kommt. Auch wenn bei der Nutzung orthopädietechnischer Hilfsmittel weniger Lastwechsel auftreten als bei technischen Maschinen, muss bei der Beurteilung der Belastbarkeit einer Orthese ebenfalls die zu erwartende Nutzungsintensität berücksichtigt werden.
Biomechanische Einflussfaktoren auf die Belastbarkeit einer Orthese
Beim Gehen erfolgen die Bewegungen in den Gelenken der unteren Extremität in drei Ebenen: Betrachtet man das obere und untere Sprunggelenk als Einheit, ergeben sich Bewegungen in der Sagittal‑, der Frontal- und der Transversalebene. Die sagittalen Bewegungen (Plantarflexion und Dorsalextension) verfügen über den größten Bewegungsumfang. Die Bewegungen in den anderen Ebenen sind zwar gleichermaßen für das Gehen relevant, fallen allerdings deutlich geringer aus. Gleiches gilt für das Knie- und das Hüftgelenk. Entsprechend treten nicht nur in der Sagittalebene, sondern auch in den beiden anderen Ebenen – abhängig von der Gangphase – in den Gelenken unterschiedliche Drehmomente auf (Tab. 1). Die Belastung in der frontalen Ebene wird beispielsweise durch Valgus- und Varusfehlstellungen des Patienten entscheidend beeinflusst und muss daher besonders berücksichtigt werden.
Wie bereits definiert, muss eine Orthese so gebaut werden, dass sie ihren Verwendungsweck erfüllt und dabei allen zu erwartenden Belastungen standhält. Werden diese Belastungen zu hoch eingeschätzt, weist die Orthese möglicherweise ein zu hohes Gewicht oder eine eingeschränkte Funktionalität auf. Bei zu gering eingeschätzten Belastungen kommt es im schlimmsten Fall zum Materialversagen und zum Bruch. Eine gute Vorstellung über das komplexe Zusammenspiel der einzelnen Parameter ergibt sich aus den während der Versorgungsplanung erhobenen patientenbezogenen Daten und den daraus ermittelten orthesenbezogenen Daten.
Anamnese zur orthetischen Versorgung
Im Rahmen einer individuellen Versorgungsplanung werden bei einer ausführlichen Anamnese patientenbezogene Daten erhoben, die sowohl den Bedarf an Funktionalität einer orthetischen Versorgung als auch die zu erwartende Belastung definieren. Die in diesen Daten enthaltenen Faktoren beeinflussen entweder die auftretenden Kräfte, die vorliegenden Hebelverhältnisse oder die Häufigkeit der Lastwechsel (Nutzungsintensität).
- Patientendaten: Zu den Patientendaten zählen z. B. Körpergewicht und ‑größe sowie Schuhgröße. Diese Daten stellen die Basis jeder Versorgung dar und enthalten wichtige Informationen zur voraussichtlichen Belastung.
- Indikation: Die Indikation ist in den meisten Fällen bereits im Vorfeld bekannt. Die Differenzierung einer vorhandenen Lähmung ist allerdings für die orthetische Versorgung unumgänglich. Bei Lähmungen werden je nach deren Ursprung zentrale, spinale, periphere und neuromuskuläre Lähmungen unterschieden. Je nach Indikation muss die Funktionalität der geplanten Beinorthese individuell gegen die zu erwartende Belastung abgewogen werden.
- Aktivität: Bei der Beurteilung der Aktivität orientieren sich die Verfasser an der für die Beinprothetik entwickelten Klassifizierung. Diese umschreibt vier Aktivitätsklassen vom Innenbereichsgeher mit einem geringen Aktionsradius bis zum uneingeschränkten Außenbereichsgeher mit besonders hohen Ansprüchen. Die ergänzende Beurteilung der voraussichtlichen Nutzungshäufigkeit und ‑intensität sowie des Umfeldes, in dem sich der Patient vorrangig bewegt, kann Aufschluss über die in der Orthese auftretenden Belastungen geben.
- Stellung von Hüfte, Knie und Sprunggelenk: Zusätzlich zur Hauptindikation muss ermittelt werden, ob weitere orthopädische Einschränkungen wie beispielsweise eine Valgusstellung oder eine Hyperextension des Kniegelenkes, eine Beinlängenverkürzung, Kontrakturen oder Fußdeformitäten vorliegen. Auch Besonderheiten im Gangbild wirken sich maßgeblich auf die Belastung anatomischer Strukturen aus 7. Wie sich eine veränderte biomechanische Situation auf die Belastung im Kniegelenk auswirkt, ist beispielhaft in Abbildung 4 beschrieben. Durch die Verringerung der Belastung im anatomischen Kniegelenk kann sich die Belastung des mechanischen Kniegelenkes in der Orthese erhöhen.
- Muskelstatus: Mit Hilfe eines Muskelfunktionstests nach Janda wird überprüft, wie stark sich eine Lähmung auf die für die Fortbewegung relevanten Muskelgruppen auswirkt. Alle sechs großen Muskelgruppen der unteren Extremität werden entsprechend ihrer Möglichkeit, einen manuellen Widerstand zu überwinden, in sechs Kraftgrade eingeteilt: von Stufe null (komplette Lähmung) bis Stufe fünf (normale Kraftentfaltung gegen starken Widerstand).
Planung der Orthese
Bei der technischen Planung der Orthese werden gemäß der angestrebten Versorgung die orthesenbezogenen Daten festgelegt. Bei der Vielzahl dieser Daten gibt es zahlreiche Faktoren, durch welche die spätere Orthese und deren Belastbarkeit beeinflusst und an die zu erwartenden Belastungen angepasst werden kann.
- Fußteil: Die Wahl des Fußteils ist entscheidend dafür, wie groß der Vorausfällt. Das kurze und das lange teilflexible Fußteil erzeugen einen kurzen, das lange rigide Fußteil erzeugt einen langen Vorfußhebel. Neben funktionalen Gesichtspunkten wird durch die Länge des Vorfußhebels die Höhe des auf das Knöchelgelenk wirkenden Momentes maßgeblich gesteuert.
- Dorsalanschlag: Zur Unterstützung schwacher Plantarflektoren wird der Vorfußhebel des Fußteils im Stand sowie beim Gehen zwischen „mid stance“ und „terminal stance“ durch einen Dorsalanschlag aktiviert 8. Ob ein statischer oder ein dynamischer Dorsalanschlag verwendet wird, hängt von der Indikation und den biomechanischen Anforderungen ab. Ein dynamischer Dorsalanschlag erfolgt im mechanischen Knöchelgelenk durch die Komprimierung einer ventralen Feder, durch komprimierbare pneumatische oder hydraulische Dämpfungseinheiten oder auch durch den Einsatz von Carbonfedern.
- Orthesentyp: Ob eine Orthese z. B. als AFO oder KAFO gebaut wird, ist für die Kniesicherheit des Patienten entscheidend. Die Rahmen- oder Schalengestaltung (ventrale oder dorsale Führung), das Material (Polypropylen, Carbon- oder Kevlarfasern, Epoxy- oder Acrylgießharz) und die Arbeitstechnik der Orthese (Tiefzieh‑, Strong-Light- oder Gießharztechnik) sind ebenso festzulegen wie die Verwendung mechanischer Hüft‑, Knie- und Knöchelgelenke.
- Gelenke: Bei den verbauten Gelenken sind Gelenkseite, ‑funktion (Knie: gesperrte, automatische oder frei bewegliche Gelenke, mit oder ohne Rückverlagerung; Knöchel: statische oder dynamische Gelenke, mit oder ohne Fußheberfunktion), ‑material (z. B. Stahl oder Titan) und ‑form (der Anatomie folgend gerade oder gekröpfte Varianten) sowie Systembreite und Ausführung von Anker und Fußbügel festzulegen. Ein Punkt, der für die Belastbarkeit einer Orthese nicht unterbewertet werden darf, ist die Wahl der Arbeitstechnik, mit der die Gelenke mit den Orthesenschalen verbunden werden (z. B. Strong-Light-Technik, Niettechnik, Anker- oder Gelenk-Eingusstechnik).
-
Funktionalität und Belastung einer Beinorthese
Zu den Funktionen, die eine Orthese erfüllen muss, gehören das Unterstützen, Kontrollieren, Begrenzen und Sperren bestimmter Bewegungen. Da diese Bewegungen in den Gelenken erfolgen, muss sich die Funktionalität einer Orthese auf diese Bereiche konzentrieren. Hierfür erweisen sich die Orthesenschalen als wichtiges Merkmal, mit dem die eingeleiteten Drehmomente und somit die Bewegungen auf die mechanischen Gelenke übertragen werden. Folglich besteht ein positiver Zusammenhang zwischen der Steifigkeit und der Funktionalität der Orthese. Allerdings bedeutet dieser Zusammenhang auch eine höhere Belastung der mechanischen Gelenke: Je größer die Steifigkeit der Orthesenschalen, desto höher ist die Belastung in den Orthesengelenken (Abb. 5). Die experimentelle Ermittlung der Steifigkeit von Orthesen dient eher wissenschaftlichen als klinischen Zwecken, kommt allerdings auch der Orthopädie-Technik zugute 910.
Dieser Zusammenhang wird am Beispiel zweier unterschiedlicher KAFOs deutlich: Die in Abbildung 6a gezeigte KAFO verfügt über Knie- und Knöchelgelenke sowie Schellen aus Polypropylen oder Leder. Die Gelenke sind über Systemschienen miteinander verbunden. Die Systemschienen sind wiederum mittels einer Niettechnik mit den Schellen und der Oberschenkelschale verbunden. Aufgrund der vorliegenden Bauweise ist die Funktionalität der Gelenke in der Sagittalebene eingeschränkt, da durch Rotationsbewegungen der Körpersegmente beim Gehen Torsionsbewegungen innerhalb der Orthesenkonstruktion auftreten. Eine zu hohe Belastung führt hauptsächlich zu Verbiegungen an den Systemschienen bzw. zum Bruch an den genieteten Verbindungsstellen zwischen Systemschienen und Schellen.
Bei der aus Carbon und Epoxidharz in Faserverbundtechnik gefertigten KAFO (ebenfalls mit Knie- und Knöchelgelenk) sind die Gelenke in einer Eingusstechnik mit den Schalen verbunden. Durch das Material und die gewählte Arbeitstechnik können die Segmente dieser Orthese so steif gebaut werden, dass die Bewegungen in der Sagittalebene zu einem großen Anteil in den mechanischen Gelenken erfolgen können. Bei zu hoher Belastung treten daher Schäden und Materialversagen zumeist im Bereich der Gelenke oder deren Verankerungen auf (Abb. 6b).
Schlussfolgerung
Damit eine belastbare Orthese gebaut werden kann, ist es wichtig, die auftretenden Belastungen möglichst genau zu bestimmen. Diese Belastungen sind durch Einflussfaktoren charakterisiert, die sich in den im Vorfeld erhobenen patientenbezogenen Daten wiederfinden. Entsprechend diesen Belastungen wird durch die festzulegenden orthesenbezogenen Daten die Belastbarkeit der Orthese und deren Funktionalität definiert. Die Vielzahl dieser bei der Versorgungsplanung relevanten Daten macht eine professionelle und sorgfältige Konfiguration der Orthese notwendig.
Für die Autoren:
Dipl.-Ing. (FH) Daniel Sabbagh
Fior & Gentz Gesellschaft
für Entwicklung und Vertrieb
von orthopädietechnischen Systemen
Wissenschaftliche Redaktion
Dorette-von-Stern-Straße 5
21337 Lüneburg
daniel.sabbagh@fior-gentz.de
Begutachteter Beitrag/reviewed paper
Sabbagh D, Fior J, Gentz R. Belastbarkeit von Beinorthesen. Orthopädie Technik, 2017; 68 (8): 18–23
| Gelenk | Gelenk | Gangphase | Max. Moment Richtung | Max. Moment (Peak) | Wert [Nm/kg] |
|---|---|---|---|---|---|
| sagitall | Knöchel | LR | Plantarflexion | 0,2 |
|
| Tst | Dorsalextension | 1,3 |
|||
| Knie | LR | Flexion | (1.) | 0,7 |
|
| Tst | Extension | (1.) | 0,2 |
||
| PSw | Flexion | (2.) | 0,3 |
||
| TSw | Extension* | (2.) | 0,3 |
||
| Hüfte | LR | Flexion | (1.) | 0,4 |
|
| Tst | Extension | 0,7 |
|||
| TSw | Flexion** | (2.) | 0,2 |
||
| frontal | Knöchel | LR | Inversion | (1.) | 0,1 |
| Tst | Inversion | (2.) | 0,1 |
||
| Knie | LR | Varus | (1.) | 0,6 |
|
| Tst | Varus | (2.) | 0,4 |
||
| Hüfte | LR | Adduktion | (1.) | 1,0 |
|
| Tst | Adduktion | (2.) | 0,8 |
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