Bio­me­cha­ni­sche Wir­kung von dyna­mi­schen GRA­FOs bei Pati­en­ten mit Kauergang

H. Drewitz, T. Schmalz, S. Blumentritt
Die Plantarflexoren leisten einen entscheidenden Beitrag für die aufrechte Haltung und das aufrechte Gehen. Bei einer schlaffen Lähmung der Unterschenkelmuskulatur tritt als Folge oftmals ein unphysiologisches Gangbild auf, das als Kauergang bezeichnet wird. Der Ausgleich dieser Fehlhaltung ist mit Orthesen möglich, die zur Aufrichtung der Bein-Gelenkkette und zur Unterstützung des Abstoßvorganges am Standphasenende beitragen. Ein Beispiel hierfür sind dynamische Ground Reaction Ankle Foot Orthesen (sog. dGRAFOs). Ihre Wirkung wurde an 4 Patienten untersucht. Die in diesem Beitrag vorgestellten Resultate zeigen, dass mit individuell gefertigten dynamischen GRAFOs ein physiologischeres Stehen und Gehen und damit eine effizientere Fortbewegung möglich ist. Auch die vorkonfektionierte Blue Rocker Orthese, die in die Untersuchungen einbezogen wurde, ermöglicht eine sichtbare Verbesserung des Gangbildes.

Ein­lei­tung

Pati­en­ten mit schlaf­fer Pare­se der Unter­schen­kel­mus­ku­la­tur berich­ten von kli­ni­schen Sym­pto­men wie Stol­pern, Ver­span­nun­gen und Ver­här­tun­gen der Ober­schen­kel- und Rücken­mus­ku­la­tur, ein vor­zei­ti­ges Ermü­den, bzw. eine Reduk­ti­on der maxi­mal mög­li­chen Geh­stre­cke und einer Reduk­ti­on der Fähig­keit, auf der Stel­le ste­hen zu blei­ben. Kli­nisch kann beim Ste­hen und Gehen eine abnor­me Fle­xi­on in den gro­ßen Gelen­ken der unte­ren Extre­mi­tät fest­ge­stellt wer­den, die als Kau­er­hal­tung bzw. Kau­er­gang bezeich­net wird. Die­se Beob­ach­tung ver­an­schau­licht die funk­tio­nel­le Bedeu­tung der Plan­t­ar­flexoren. In der Lite­ra­tur wird hier von einem „plan­t­ar­fle­xi­on-knie­ex­ten­si­on cou­p­le“ gespro­chen. Hier­mit wird beschrie­ben, dass das von den Plan­t­ar­flexoren erzeug­te Dreh­mo­ment am obe­ren Sprung­ge­lenk in Ver­bin­dung mit der Funk­ti­on des Fußes als Hebel­arm am Knie­ge­lenk ein exten­die­ren­des exter­nes Dreh­mo­ment kom­pen­siert. Die Plan­t­ar­flexoren sind somit ein ent­schei­den­der Fak­tor für die Sta­bi­li­tät der auf­rech­ten Hal­tung [8].

Anzei­ge

Anlass für nach­fol­gend dar­ge­leg­te Unter­su­chung war die Tat­sa­che, dass die oben beschrie­be­nen Pati­en­ten häu­fig mit kon­fek­tio­nier­ten Fuß­he­ber­or­the­sen ver­sorgt wer­den. Die­se Hilfs­mit­tel haben in ers­ter Linie das Ver­sor­gungs­ziel, das Stol­pern zu ver­hin­dern, also die insuf­fi­zi­en­ten Dor­salex­ten­so­ren zu kom­pen­sie­ren. Das Auf­rich­ten der Gelenk­ket­te und die Unter­stüt­zung des Absto­ßens kann hin­ge­gen nicht aus­rei­chend unter­stützt werden.

Eine Lösungs­mög­lich­keit bie­tet die Ver­sor­gung mit indi­vi­du­ell her­ge­stell­ten dyna­mi­schen Ground Reac­tion Ankle Foot Orthe­sen (dGRA­FOs). Hier­mit sol­len Kräf­te so auf das Bein über­tra­gen wer­den, dass eine kor­ri­gie­ren­de Beein­flus­sung der Gelenk­mo­men­te mög­lich wird, um Gelenk­fehl­stel­lun­gen zu kompensieren.

Die wesent­li­chen Merk­ma­le einer GRAFO wer­den mit einer hohen Stei­fig­keit und einem exak­ten Auf­bau defi­niert [5]. Malas kam in sei­ner Stu­die mit Spi­na bifi­da-Pati­en­ten zu dem Ergeb­nis, dass es sehr schwie­rig sei, die Varia­blen fest­zu­le­gen, die für die Wirk­sam­keit einer Unter­schen­kel­orthe­se für bestimm­te kli­ni­sche Indi­ka­tio­nen prä­gend sind [13]. In der Ver­gan­gen­heit sind ver­schie­de­ne Mei­nun­gen über den kor­rek­ten Auf­bau von GRA­FOs doku­men­tiert. So beschrieb Sal­ti­el 1969 sei­ne Ori­gi­nal-GRA­FO mit der Ein­stel­lung eines klei­nen Plan­t­ar­fle­xi­ons­win­kels [14]. 1972 wur­de von Glancy und Lind­seth ein Win­kel von 5° Dor­sal­fle­xi­on emp­foh­len [4]. Ali­mus­aj et al. emp­fah­len bei der Ver­wen­dung von Kar­bon­fe­dern in Orthe­sen bei Waden­pa­re­se einen neu­tra­len Auf­bau, der aber je nach Dyna­mik des Pati­en­ten vari­ie­ren kön­ne [1]. Bowers kam zu der Erkennt­nis, dass der Win­kel für jeden Pati­en­ten indi­vi­du­ell sei und für die Fein­ein­stel­lun­gen hier Dop­pel­an­schlag­ge­len­ke hilf­reich sei­en [4].

Für Dre­witz et al. ist das Wis­sen über den genau­en OSG-Win­kel unbe­deu­tend. Hier wur­de der Abstand der Wir­kungs­li­nie der ver­ti­ka­len Boden­re­ak­ti­ons­kraft („Belas­tungs­li­nie“) zu den Dreh­ach­sen der gro­ßen Gelen­ke der unte­ren Extre­mi­tät, ins­be­son­de­re des Knie­ge­len­kes, als ein wesent­li­cher Ent­schei­dungs­in­di­ka­tor für den Orthe­sen­auf­bau gese­hen [6]. Owen beschrieb in ihrer Arbeit, dass für ein idea­les Ver­sor­gungs­er­geb­nis nicht nur der Win­kel der Orthe­se ent­schei­dend ist, son­dern der Schuh mit der Orthe­se zusam­men eine funk­tio­nel­le Ein­heit bil­det. Durch die sinn­vol­le Gestal­tung der Absatz- und Soh­len­form kön­ne die Ver­sor­gung indi­vi­du­ell opti­miert wer­den [15].

Zu bemer­ken ist, dass die bis­her in der Lite­ra­tur zu fin­den­den GRA­FOs per Defi­ni­ti­on als stei­fe Orthe­sen beschrie­ben wur­den. Wie den Abbil­dun­gen der Lite­ra­tur jedoch zu ent­neh­men ist, waren sie über­wie­gend aus ther­mo­plas­ti­schem Poly­pro­py­len im Tief­zieh­ver­fah­ren her­ge­stellt wor­den. Somit ist zu ver­mu­ten, dass die­se Orthe­sen auf­grund der Mate­ri­al­ei­gen­schaft auch eine gewis­se Fle­xi­bi­li­tät auf­wie­sen. Eine tat­säch­li­che Ver­stei­fung des Orthe­sen­vor­fu­ßes einer GRAFO bewirkt zwar eine Ver­grö­ße­rung des Hebel­arms und somit eine effek­ti­ve­re Stre­ckung des Knie­ge­len­kes, kann aber vom Pati­en­ten wäh­rend der Abroll­pha­se als hin­der­lich emp­fun­den wer­den [9]. Unter­schen­kel­orthe­sen, die auf­grund ihrer Mate­ri­al­ei­gen­schaft bewusst eine gewis­se Fle­xi­bi­li­tät bzw. Feder­span­nung zei­gen, wer­den teil­wei­se auch als dyna­mi­sche Orthe­sen bezeich­net [19]. Eine gang­ana­ly­ti­sche Stu­die mit 5 Spi­na bifi­da-Pati­en­ten [1] zeig­te, dass eine AFO mit Kar­bon­fe­der im Ver­gleich zu einer Gelenk­orthe­se eine ver­bes­ser­te Sprung­ge­lenks­ki­ne­ma­tik und stär­ke­re Knie­ex­ten­si­on aufweist.

Die durch­ge­führ­te Unter­su­chung soll zur Beant­wor­tung fol­gen­der für die Pra­xis wich­ti­ger Fra­gen beitragen:

  1. Stel­len dyna­mi­sche GRA­FOs, die nach der in die­ser Arbeit beschrie­be­nen Metho­de indi­vi­du­ell her­ge­stellt wur­den, eine adäqua­te Ver­sor­gung für die oben genann­te Pati­en­ten­grup­pe dar?
  2. Kön­nen ver­gleich­ba­re Ergeb­nis­se auch mit einer vor­kon­fek­tio­nier­ten Orthe­se erzielt werden?
  3. Wel­che Rol­le spielt der Orthesenaufbau?

Metho­den

Das Pati­en­ten­kol­lek­tiv setz­te sich aus vier Män­nern zusam­men. Die rele­van­ten Ein­zel­da­ten sind in der Tabel­le 1 auf­ge­führt. Die pri­mä­re patho­lo­gi­sche Gemein­sam­keit bestand in der Insuf­fi­zi­enz der Unter­schen­kel­mus­ku­la­tur. Das Mus­kel­kraft­ni­veau der fuß­he­ben­den und ‑sen­ken­den Mus­ku­la­tur lag, bis auf eine Aus­nah­me, unter­halb von Stu­fe 3, gemäß der Mus­kel­funk­ti­ons­un­ter­su­chung nach Jan­da [10]. Die Fuß­he­ber des lin­ken Beins von Pro­band 2 hat­ten einen Mus­kel­sta­tus von Stu­fe 3.

Allen Pati­en­ten war es weder mög­lich, in den Zehen­stand zu gehen noch den Hacken­stand durch­zu­füh­ren. Es lagen kei­ne rele­van­ten Kon­trak­tu­ren der Gelen­ke vor. Die Pati­en­ten waren im Durch­schnitt seit 6 Jah­ren mit indi­vi­du­ell ange­fer­tig­ten dGRA­FOs versorgt.

Es wur­den jeweils indi­vi­du­el­le dGRA­FOs her­ge­stellt (MAL­MÖ-Tech­nik, Otto­bock-Ser­vice­fer­ti­gung D) und vor­kon­fek­tio­nier­te Blue Rocker-Orthe­sen (All­ard Inter­na­tio­nal, c/o Camp Scan­di­na­via AB, SE) ange­passt, sodass für jeden Pati­en­ten das Gehen in der Ebe­ne in drei Situa­tio­nen ana­ly­siert wer­den konn­te: ohne Orthe­sen, mit indi­vi­du­el­len Orthe­sen und mit vor­kon­fek­tio­nier­ten Orthe­sen. Es fan­den auf einer 12 m lan­gen Geh­stre­cke, mit selbst gewähl­ter Geschwin­dig­keit, ran­do­mi­siert ver­glei­chen­de instru­men­tel­le Gang­ana­ly­sen statt:

  • Kine­ma­tik: Vicon 460
  • Kine­tik: Kistler-Mehrkomponenten-Messplattformen
  • Ober­flä­chen-EMG: Tele­Myo 2400T Noraxon
  • Meta­bo­li­scher Ener­gie­ver­brauch (Sauer­stoff­ra­te): Meta­Max® 3B, Cortex

Die Mes­sun­gen des meta­bo­li­schen Ener­gie­ver­brauchs erfolg­ten auf einem Lauf­band, um eine kon­stan­te Geh­ge­schwin­dig­keit zu gewähr­leis­ten (Tab. 2).

Die Objek­ti­vie­rung des Ste­hens sowie die Jus­tie­rung des Orthe­sen­auf­baus erfolg­te mit dem Sta­tik­mess­ge­rät L.A.S.A.R. Pos­tu­re (Otto­bock, D). Für die Ein­schät­zung der Mess­wer­te wur­den die Daten gesun­der Grup­pen genutzt (Abb. 1). Die opti­mier­te Sta­tik, sowohl in der Sagit­tal­ebe­ne als auch in der Fron­tal­ebe­ne, stell­te die Grund­la­ge der Ver­sor­gungs­pro­zes­se mit bei­den Orthe­sen-Typen dar.

Im Anschluss an die Unter­su­chun­gen fand eine drei­mo­na­ti­ge Nut­zungs­mög­lich­keit der Blue Rocker-Orthe­sen statt, der eine Befra­gung über die gesam­mel­ten All­tags­er­fah­run­gen, die maxi­mal zu errei­chen­de Steh- und Geh­dau­er sowie über Schmer­zen folgte.

Ver­sor­gungs­pro­zess der indi­vi­du­el­len dGRAFO

Die Her­stel­lung begann mit der Gips­ne­ga­tiv­ab­nah­me unter Berück­sich­ti­gung der effek­ti­ven Absatz­hö­he der spä­ter ver­wen­de­ten Schu­he (Abb. 2). Es folg­te die Model­lie­rung der Gips­po­si­ti­ve, auf denen dann aus ther­mo­plas­ti­schem PET-Kunst­stoff Test­orthe­sen gefer­tigt wur­den. Neben der Kon­trol­le und Opti­mie­rung der Pass­form war das Haupt­ziel der Test­orthe­sen, den Win­kel des OSGs indi­vi­du­ell ein­zu­stel­len. Hier­zu stand der Pro­band auf dem L.A.S.A.R. Pos­tu­re. Mit­hil­fe der Ein­stell­schrau­ben an den Dop­pel­an­schlag-Knö­chel­ge­len­ken der Test­orthe­sen wur­de der OSG-Win­kel so jus­tiert, dass sich die Belas­tungs­li­nie mit dem phy­sio­lo­gi­schen Mit­tel­wert von ca. 15 mm ante­rior vom Knie­dreh­punkt befand (Abb. 3). Im Anschluss folg­te die dyna­mi­sche Anpro­be mit Nach­jus­tie­run­gen und Fest­le­gung der Soh­len­elas­ti­zi­tät durch Beschlei­fen der Sohlenunterfläche.

Da die Win­kel­stel­lung des obe­ren Sprung­ge­len­kes beim Hoch­ge­hen einer Schrä­gen sich von der beim Gehen auf der Ebe­ne unter­schei­det, wur­de auch das Gehen auf einer Schrä­gen getes­tet. Es fand gege­be­nen­falls wie­der­um eine Nach­jus­tie­rung des Sprung­ge­lenk­win­kels statt. Das Ziel war der Kom­pro­miss zwi­schen den Situa­tio­nen Ste­hen, Gehen auf der Ebe­ne und der Schrä­ge sowie dem Emp­fin­den des Pati­en­ten und dem visu­el­len Ein­druck des Ortho­pä­die-Tech­ni­kers von der beob­ach­te­ten Gang­ana­ly­se sowie den Mes­sun­gen der Statikanalyse.

Mit­hil­fe der Test­orthe­sen wur­den im Anschluss die defi­ni­ti­ven Gips­mo­del­le her­ge­stellt, die mit Kork als Distanz­ma­te­ri­al für das spä­te­re Innen­pols­ter ver­se­hen wur­den. Nach der Fest­le­gung des Orthe­sen­rand­ver­laufs, der Abroll­kan­te, der Ver­schluss­art und ‑rich­tung sowie der Elas­ti­zi­täts­ei­gen­schaf­ten von Orthe­sen­vor- und rück­fuß wur­den die Orthe­sen in der Otto­bock-Ser­vice­fer­ti­gung her­ge­stellt. Die letz­ten Arbeits­schrit­te bestan­den aus der Mon­ta­ge der indi­vi­du­ell her­ge­stell­ten Fuß­bet­tung, dem Aus­klei­den der Orthe­se mit Frot­tee, dem Pols­tern der Tibia-Anla­ge mit Gel­ma­te­ri­al und der Anbrin­gung der Ver­schluss­tech­nik. In Abbil­dung 4 ist exem­pla­risch eine fer­tig gestell­te indi­vi­du­el­le dGRA­FO dargestellt.

Ver­sor­gungs­pro­zess der vor­kon­fek­tio­nier­ten Blue Rocker-Orthese

Ein Bei­spiel einer vor­kon­fek­tio­nier­ten Blue Rocker-Orthe­se (All­ard Inter­na­tio­nal, c/o Camp Scan­di­na­via AB, SE) mit indi­vi­du­el­len Modi­fi­ka­tio­nen ist in Abbil­dung 5 zu sehen. Grund­sätz­lich fand die Aus­wahl der pas­sen­den Orthe­sen­grö­ße anhand der Schuh­grö­ße des Pati­en­ten statt. Wie vom Her­stel­ler emp­foh­len, wur­de ein nächst­grö­ße­res Orthe­sen­mo­dell gewählt, wenn eine gerin­ge­re Fle­xi­bi­li­tät der Orthe­se, bzw. mehr Hebel­län­ge, erfor­der­lich war (Tab. 3). Das Fuß­bett wur­de auf dem glei­chen Gips­mo­dell gefer­tigt wie das der indi­vi­du­el­len dGRA­FO und ent­spre­chend auf die Fuß­soh­le der Blue Rocker-Orthe­se geklebt. Die Anpas­sung des Unter­schen­kel­schaf­tes geschah mit­tels vom Her­stel­ler gelie­fer­ter Schaum­strei­fen oder, wenn erfor­der­lich, zusätz­lich durch indi­vi­du­ell her­ge­stell­te Pols­ter ent­lang bei­der Sei­ten der Tibia­kan­te (sie­he Tab. 3).

Für den Kom­fort sorg­te die Aus­klei­dung des dazu­ge­hö­ri­gen Soft-Kits [ver­glei­che auch 3]. Aus­ge­hend von der effek­ti­ven Absatz­hö­he von 1,5 cm wur­de die Sta­tik mit Aus­gleichs­kei­len soweit wie mög­lich opti­miert [ver­glei­che auch 2] (sie­he Tab. 3). Die Ent­schei­dungs­pa­ra­me­ter hier­für waren, wie oben erwähnt, die Mess­da­ten der Sta­tik­ana­ly­se mit dem L.A.S.A.R. Posture.

Auf­grund die­ser hät­te der Auf­bau noch wei­ter hin­sicht­lich knie­stre­cken­der Wir­kung der Orthe­se geän­dert wer­den müs­sen. Die Gren­zen der Auf­bau­op­ti­mie­run­gen lagen zum einen in der Tat­sa­che, dass die Pati­en­ten zum Teil mit höhe­ren Vor­fuß-Aus­gleichs­kei­len gegen die Orthe­se höhe­re Wider­stän­de auf­brin­gen muss­ten, um nicht nach hin­ten zu fal­len, und zum ande­ren in dem begrenz­ten Platz­an­ge­bot im Vor­fuß­be­reich des Schuhwerks.

Ergeb­nis­se

Sta­tik­mes­sung

Abbil­dung 6 zeigt einen Pati­en­ten auf dem L.A.S.A.R. Pos­tu­re in den drei unter­such­ten Situa­tio­nen mit den Mit­tel­wer­ten der Grup­pe. Hier fällt ins­be­son­de­re in der Situa­ti­on ohne Orthe­se die weit dor­sal zum Knie­dreh­punkt ver­lau­fen­de Belas­tungs­li­nie auf, was cha­rak­te­ris­tisch für die Pati­en­ten­grup­pe in die­ser Situa­ti­on war. So sind gera­de auch am Knie­ge­lenk die Unter­schie­de im Ver­gleich sehr deut­lich. Ohne Orthe­se lag die Belas­tungs­li­nie im Mit­tel 74 mm dor­sal vom Knie­dreh­punkt. Der größ­te Abstand wur­de mit 126 mm gemes­sen, der gerings­te Abstand dor­sal vom Knie­dreh­punkt lag bei 17 mm. Mit der indi­vi­du­el­len dGRA­FO ver­la­ger­te sich die Belas­tungs­li­nie auf einen Wert von 8 mm im Mit­tel ven­tral vom Knie­dreh­punkt. Mit der Blue Rocker-Orthe­se wur­de hier ein Abstand von 1 mm dor­sal dem Knie­dreh­punkt gemessen.

Zeit-Distanz-Para­me­ter

Die Geh­ge­schwin­dig­keit der vier Pati­en­ten betrug im Mit­tel ohne Orthe­se 1,01 m/s und erhöh­te sich beim Gehen mit der indi­vi­du­el­len Orthe­se auf 1,2 m/s und auf 1,18 m/s bei der Mes­sung mit der Blue Rocker-Orthe­se. Der Mit­tel­wert der Schritt­län­ge ver­grö­ßer­te sich für bei­de Orthe­sen-Typen von 0,61 m ohne Orthe­se auf 0,7 m.

Gelenk­win­kel in der Sagittalebene

In Abbil­dung 7 sind die Mit­tel­wert­kur­ven des OSG-Win­kels in den drei unter­such­ten Situa­tio­nen im Ver­gleich zur Nor­mal­kur­ve dar­ge­stellt. Grund­sätz­lich konn­te in der Situa­ti­on ohne Orthe­se von Beginn der mitt­le­ren Stand­pha­se bis zu Beginn der mitt­le­ren Schwung­pha­se ein klei­ne­rer Win­kel (ver­stärk­te Dor­salex­ten­si­on) im Ver­gleich zur Nor­mal-Grup­pe gemes­sen wer­den. Mit bei­den Orthe­sen ließ sich die­se abnor­me Bewe­gung redu­zie­ren. Wäh­rend sich die indi­vi­du­el­le dGRA­FO ins­ge­samt dem nor­ma­len Bewe­gungs­ab­lauf deut­li­cher näher­te, ließ die Blue Rocker-Orthe­se einen etwas grö­ße­ren Bewe­gungs­um­fang zu.

Am Ver­lauf des Knie­win­kels (Abb. 8) konn­te in der Situa­ti­on ohne Orthe­se eine unphy­sio­lo­gi­sche Kniefle­xi­on vom Beginn der mitt­le­ren Stand­pha­se bis zum Ende der Vor­schwung­pha­se fest­ge­stellt wer­den. Bei­de Orthe­sen wirk­ten hier in Rich­tung der phy­sio­lo­gi­schen Knie­ex­ten­si­on. Das Exten­si­ons­ma­xi­mum ver­grö­ßer­te sich um 2° mit der indi­vi­du­el­len dGRA­FO gegen­über der Blue Rocker-Orthe­se. Zu Beginn der mitt­le­ren Schwung­pha­se war ohne Orthe­se im Ver­gleich zum Nor­mal­ver­lauf eben­falls eine über­mä­ßi­ge Kniefle­xi­on zu erken­nen. Mit bei­den Orthe­sen konn­te hier eine deut­li­che Reduk­ti­on die­ser Auf­fäl­lig­keit erreicht wer­den. Die indi­vi­du­el­le dGRA­FO näher­te sich hier eben­falls um 2° dem Nor­mal-Bewe­gungs­um­fang gegen­über der Blue Rocker-Orthese.

Bei der Betrach­tung der Mit­tel­wert­kur­ven des Ober­schen­kel­seg­m­ent­win­kels (wei­test­ge­hend iden­tisch mit Hüft­fle­xi­ons­win­kel) in Abbil­dung 9 fiel ohne Orthe­se von Beginn der mitt­le­ren Stand­pha­se bis zur Schwung­pha­se eine ver­stärk­te Fle­xi­on auf. Das glei­che gilt für die zwei­te Hälf­te der Schwung­pha­se. Das Exten­si­ons­ma­xi­mum zu Beginn der Vor­schwung­pha­se erhöh­te sich mit bei­den Orthe­sen-Typen sehr deut­lich. Der mit der indi­vi­du­el­len dGRA­FO gemes­se­ne Exten­si­ons­win­kel war um ein Grad grö­ßer im Ver­gleich zur Blue Rocker-Orthe­se. Die Fle­xi­on in der Schwung­pha­se ver­rin­ger­te sich mit bei­den Orthe­sen in Rich­tung der Nor­mal­kur­ve bedeu­tend. Der Unter­schied der bei­den Orthe­sen-Typen unter­ein­an­der betrug hier zwei Grad.

Ohne Orthe­se wur­de von der zwei­ten Hälf­te der mitt­le­ren Stand­pha­se bis zur Mit­te der Vor­schwung­pha­se im Ver­gleich zum Nor­mal­ver­lauf eine stär­ke­re Exten­si­on des Rumpf­win­kels gemes­sen (Abb. 10). Mit bei­den Orthe­sen konn­te hier der Rumpf­win­kel ver­klei­nert wer­den. Das Fle­xi­ons-Mini­mum redu­zier­te sich mit bei­den Orthe­sen-Typen gegen­über der Situa­ti­on ohne Orthe­se um zwei Grad.

Dreh­mo­men­te der Bein­ge­len­ke in der Sagit­tal­ebe­ne (bezo­gen auf das Körpergewicht)

In Abbil­dung 11 sind die Mit­tel­wert­kur­ven des OSG-Momen­tes dar­ge­stellt. In der Situa­ti­on ohne Orthe­se fehl­te wäh­rend der Gewichts­über­nah­me das im Nor­mal­ver­lauf übli­che plan­t­ar­flek­tie­ren­de Dreh­mo­ment. Mit bei­den Orthe­sen-Typen konn­te ein aus­ge­präg­tes plan­t­ar­flek­tie­ren­des Moment bei 5 % des Gang­zy­klus gemes­sen wer­den. Wäh­rend der mitt­le­ren Stand­pha­se bis zum Ende der Stand­pha­se war eine deut­li­che Abstu­fung der ein­zel­nen unter­such­ten Kon­stel­la­tio­nen zu erken­nen. Das OSG-Moment-Maxi­mum war in der Situa­ti­on ohne Orthe­se am gerings­ten und erhöh­te sich jeweils auf­fäl­lig mit den unter­schied­li­chen Orthe­sen. Die deut­lichs­te Annä­he­rung an den Mit­tel­wert der Norm-Grup­pe wur­de in der Situa­ti­on mit der indi­vi­du­el­len dGRA­FO erreicht. Das Maxi­mum des Dor­salex­ten­si­ons-Momen­tes lag hier bei 1,49 Nm/kg und war um 0,12 Nm/kg höher als das mit der Blue Rocker-Orthe­se gemes­se­ne Drehmoment.

Am Ver­lauf der Mit­tel­wert­kur­ve des Knie­mo­men­tes war in der Situa­ti­on ohne Orthe­se von Beginn der mitt­le­ren Stand­pha­se bis zum Ende der Stand­pha­se ein abnor­mes flek­tie­ren­des Knie­mo­ment zu erken­nen. Mit bei­den Orthe­sen-Typen konn­te ein exten­die­ren­des Moment in die­sem Gang­zy­klus­ab­schnitt bewirkt wer­den. Die deut­lichs­te Annä­he­rung an den Nor­mal­ver­lauf zeig­te die Kur­ve der indi­vi­du­el­len dGRA­FO. Der Unter­schied im Maxi­mum des Exten­si­ons­mo­men­tes zwi­schen den bei­den Orthe­sen betrug 0,13 Nm/kg (Abb. 12).

In den Ergeb­nis­sen des Hüft­mo­men­tes war in allen drei unter­such­ten Situa­tio­nen in der mitt­le­ren Stand­pha­se ein stark flek­tie­rend wir­ken­des Moment auf­fäl­lig. Ten­den­zi­ell zei­gen die Kur­ven bei­der Orthe­sen-Typen eine gerin­ge Annä­he­rung an das Exten­si­ons­mo­ment, das im phy­sio­lo­gi­schen Fall wirkt (Abb. 13). Das Moment der indi­vi­du­el­len dGRA­FO beträgt bei 20 % Gang­zy­klus 0,23 Nm/kg und das der Blue Rocker 0,35 Nm/kg.

Ober­flä­chen-Elek­tro­myo­gra­phie

Die Gra­fi­ken der Ober­flä­chen-Elek­tro­myo­gra­phie zei­gen kei­ne Wer­te der Norm-Grup­pe, da die Inten­si­tät der Aus­schlä­ge sehr von der Plat­zie­rung der Elek­tro­den und den indi­vi­du­el­len Weich­teil­ver­hält­nis­sen der Pati­en­ten abhängt. Bewer­tet wur­den die Unter­schie­de der drei gemes­se­nen Situa­tio­nen unter­ein­an­der und der Zeit­ab­schnitt der Mus­kel­haupt­ak­ti­vi­tät im Ver­lauf des Gang­zy­klus, ver­gli­chen mit dem aus der Lite­ra­tur bekann­ten [16] phy­sio­lo­gi­schen Zeit­ab­schnitt der Hauptaktivität.

Wie in Abbil­dung 14 dar­ge­stellt, zeig­te der M. vas­tus late­ra­lis in der Situa­ti­on ohne Orthe­se eine unphy­sio­lo­gi­sche Akti­vi­tät von der ter­mi­na­len Stand­pha­se bis zum Anfang der Vor­schwung­pha­se. Mit bei­den Orthe­sen-Typen war eine Reduk­ti­on die­ser Akti­vi­tät mess­bar. Mit der indi­vi­du­el­len dGRA­FO zeig­te sich die­ser Effekt am deutlichsten.

Ohne Orthe­se konn­te eine unna­tür­li­che hohe Akti­vi­tät des M. rec­tus femo­ris von Beginn der mitt­le­ren Stand­pha­se bis zu Beginn der Vor­schwung­pha­se beob­ach­tet wer­den. Auch hier konn­te mit bei­den Orthe­sen-Typen die­se Akti­vi­tät ver­rin­gert wer­den. Der Unter­schied der bei­den Orthe­sen-Typen ist hier sehr groß. Das EMG zeigt eine deut­lich gerin­ge­re Mus­kel­ak­ti­vi­tät der indi­vi­du­el­len dGRA­FO im Ver­gleich zur Blue Rocker-Orthe­se (Abb. 15).

Beim Gehen ohne Orthe­se konn­te in zwei Pha­sen des Gang­zy­klus eine unphy­sio­lo­gi­sche Mus­kel­ak­ti­vi­tät des M. biceps femo­ris (Caput longum) fest­ge­stellt wer­den: zum einen in der ter­mi­na­len Stand­pha­se und zum ande­ren in der initia­len Schwung­pha­se. Mit bei­den Orthe­sen-Typen konn­te die­se Mus­kel­tä­tig­keit redu­ziert wer­den (Abb. 16).

Meta­bo­li­sche Energieverbrauchsmessung

Die Sauer­stoff­ra­te redu­zier­te sich im Mit­tel mit bei­den Orthe­sen-Typen. Die Daten des meta­bo­li­schen Ener­gie­ver­brauchs kor­re­lier­ten mit den Mess­ergeb­nis­sen der Herz­fre­quenz. Die Herz­fre­quenz sank eben­falls in den Mes­sun­gen mit bei­den Orthe­sen-Typen. Pro­zen­tu­al dar­ge­stellt bedeu­tet das für die Situa­ti­on mit der indi­vi­du­el­len dGRA­FO eine ver­rin­ger­te Sauer­stoff­ra­te gegen­über der Mes­sung ohne Orthe­se um 32 % bei einer Herz­fre­quenz­re­duk­ti­on von 12 %. Mit der Blue Rocker-Orthe­se ver­rin­ger­te sich die Sauer­stoff­ra­te um 26 % bei einer gerin­ge­ren Herz­fre­quenz von 9 % (Abb. 17 u. 18).

Befra­gung

Die Aus­sa­gen der Pati­en­ten zu den All­tags­er­fah­run­gen mit der Blue Rocker-Orthe­se sind in der Tabel­le 4 auf­ge­führt. Fak­tisch konn­ten aus unter­schied­li­chen Grün­den nur von einem Pati­en­ten die Blue Rocker-Orthe­sen genutzt wer­den, aller­dings nur zu land­wirt­schaft­li­chen Arbei­ten am Hang­grund­stück. Hier stell­te die höhe­re Fle­xi­bi­li­tät einen Vor­teil dar. Die­ser hohen Belas­tung hiel­ten die Orthe­sen jedoch nur knapp drei Mona­te stand. Folg­lich konn­te die sub­jek­ti­ve Ein­schät­zung nur noch im Ver­gleich ohne Orthe­sen und mit der indi­vi­du­el­len dGRA­FO aus­ge­wer­tet werden.

Wie in der Tabel­le 5 zu sehen ist, haben sich die Schmer­zen mit Nut­zung der Orthe­sen bis auf ein Mini­mum redu­ziert oder ver­schwan­den ganz. Die maxi­ma­le Steh­dau­er hat­te sich im Grup­pen­mit­tel deut­lich von 2 min in der Situa­ti­on ohne Orthe­se auf 27,8 min mit der indi­vi­du­el­len dyna­mi­schen GRAFO erhöht (Abb. 19). Die maxi­mal zu bewäl­ti­gen­de Geh­stre­cke hat­te sich im Mit­tel deut­lich ver­län­gert. Es konn­te eine nahe­zu Ver­zehn­fa­chung der mög­li­chen Geh­stre­cke von 0,63 km ohne Orthe­se auf 6,19 km mit der indi­vi­du­el­len dyna­mi­schen GRAFO fest­ge­stellt wer­den (Abb. 20).

Dis­kus­si­on

Grund­sätz­li­che bio­me­cha­ni­sche Effekte

Die beob­ach­te­ten patho­lo­gi­schen Merk­ma­le die­ser Pati­en­ten­grup­pe konn­ten mit bei­den Orthe­sen-Typen posi­tiv beein­flusst wer­den. Grund­sätz­lich sind Par­al­le­len mit den in der Lite­ra­tur zu fin­den­den Stu­di­en zu erken­nen. So wur­den in der unver­sorg­ten Situa­ti­on auch bei die­ser Pati­en­ten­grup­pe eine abnor­me Dor­salex­ten­si­on sowie Knie- und Hüft­fle­xi­on, hohe und lang anhal­ten­de exter­ne Knie-Fle­xi­ons­mo­men­te sowie eine hohe Akti­vi­tät des M. rec­tus femo­ris beob­ach­tet [11, 17].

Die insuf­fi­zi­en­ten Plan­t­ar­flexoren konn­ten mit bei­den hier ver­wen­de­ten Orthe­sen­kon­struk­tio­nen kom­pen­siert wer­den. Die exter­nen exten­die­ren­den Momen­te am Sprung- und Knie­ge­lenk erhöh­ten sich deut­lich [1, 7, 12, 18].

Des Wei­te­ren kor­re­lier­te die orthe­tisch beding­te Reduk­ti­on der Mus­kel­ak­ti­vi­tät mit einer Ver­rin­ge­rung des meta­bo­li­schen Ener­gie­ver­brauchs (Sauer­stoff­ra­te). Die Pati­en­ten pro­fi­tier­ten in der Situa­ti­on mit der dGRA­FO von einer deut­li­chen Ver­län­ge­rung der ohne Unter­bre­chung maxi­mal zu errei­chen­den Gehstrecke.

Für den Ver­gleich mit den in der Lite­ra­tur gefun­de­nen Stu­di­en ist zu beden­ken, dass sich die­se Stu­di­en pri­mär mit Erkran­kun­gen wie ICP und Spi­na bifi­da befass­ten. Die Ursa­che für den Kau­er­gang kann hier ent­spre­chend mul­ti­fak­to­ri­ell bedingt sein. Die Beschrei­bung des Pati­en­ten­kol­lek­tivs ori­en­tiert sich oft nur an weni­gen Gemein­sam­kei­ten, obwohl die kli­ni­schen Befun­de die­ser Pati­en­ten in der Regel sehr kom­plex sind. Ein detail­lier­ter Ver­gleich der Ergeb­nis­se der vor­lie­gen­den Stu­die mit denen der Lite­ra­tur erscheint des­halb aus Grün­den der unter­schied­li­chen Krank­heits­bil­der sowie der unter­schied­li­chen Mate­ri­al­ei­gen­schaf­ten und Kon­fi­gu­ra­tio­nen bezüg­lich des Orthe­sen­auf­baus nicht sinnvoll.

Ein­fluss der insuf­fi­zi­en­ten Dorsalextensoren

Wenn auch in die­sem Pati­en­ten­kol­lek­tiv die Ursa­che für den Kau­er­gang in den geschwäch­ten Plan­t­ar­flexoren zu sehen war, so wur­de die Grup­pe eben­falls durch geschwäch­te Dor­salex­ten­so­ren charakterisiert.

In der Situa­ti­on ohne Orthe­se konn­ten in der Schwung­pha­se eine ver­mehr­te Knie- und Hüft­fle­xi­on als Mecha­nis­men zur Kom­pen­sa­ti­on des Fall­fu­ßes beob­ach­tet wer­den. Dies zeig­ten fol­gen­de Messparameter:

  • Klei­ne­rer Knie­win­kel ab der mitt­le­ren Schwung­pha­se (sie­he Abb. 8).
  • Klei­ne­rer Ober­schen­kel­seg­m­ent­win­kel ab der mitt­le­ren Schwung­pha­se (sie­he Abb. 9) Abnor­me Akti­vi­tät des M. biceps femo­ris (Caput longum) in der initia­len und frü­hen mitt­le­ren Schwung­pha­se (Abb. 16).

Mit bei­den Orthe­sen lie­ßen sich die­se Kom­pen­sa­ti­ons­me­cha­nis­men redu­zie­ren. Die Ergeb­nis­se jeweils in den Situa­tio­nen mit Orthe­se zeig­ten hier eine deut­li­che Annä­he­rung an die Normalwerte.

Durch die Schwä­che der Dor­salex­ten­so­ren bedingt, konn­te wäh­rend der Gewichts­über­nah­me am OSG-Moment in der Situa­ti­on ohne Orthe­se kein plan­t­ar­flek­tie­ren­des Moment gemes­sen wer­den. Mit bei­den Orthe­sen war es hin­ge­gen mög­lich, die pas­si­ve Plan­t­ar­fle­xi­on zu kontrollieren.

Unter­schie­de der Orthesen-Typen

Die bei­den Orthe­sen-Typen unter­schie­den sich im Wesent­li­chen hin­sicht­lich ihrer Stei­fig­keit, der unter­schied­li­chen Pass­form­ad­ap­ti­on und der dif­fe­ren­ten Auf­bau­jus­tie­rung (Tab. 6). Auf­grund der unter­schied­li­chen Mög­lich­kei­ten und Tole­ranz­be­rei­che der Auf­bau­jus­tie­run­gen und der Mate­ri­al­ei­gen­schaf­ten erga­ben sich ver­schie­de­ne sta­ti­sche Aus­gangs­si­tua­tio­nen, die offen­sicht­lich im Detail zu unter­schied­li­chen Ergeb­nis­sen beim Ste­hen und Gehen führ­ten. Die sta­tisch gemes­se­ne Belas­tungs­li­nie in der Sagit­tal­ebe­ne am Mal­leo­lus late­ra­lis und am Knie­dreh­punkt ver­lief mit der indi­vi­du­el­len dGRA­FO jeweils deut­lich näher am phy­sio­lo­gi­schen Mittelwert.

Bei einem Ver­gleich der Bewe­gungs­aus­ma­ße bei­der Orthe­sen-Typen unter­ein­an­der war zu erken­nen, dass die im Ver­gleich stei­fe­re indi­vi­du­el­le dGRA­FO ins­ge­samt etwas weni­ger Bewe­gung im obe­ren Sprung­ge­lenk zuließ als die Blue Rocker-Orthe­se (Unter­schied in der fina­len Plan­t­ar­fle­xi­on). Man könn­te hier­aus zunächst ablei­ten, dass mit zuneh­men­der Stei­fig­keit der Orthe­se die Ein­schrän­kung im obe­ren Sprung­ge­lenk eben­falls zunimmt. Im Gan­zen zeig­te die Kur­ve der indi­vi­du­el­len dGRA­FO jedoch eine grö­ße­re Annä­he­rung an den Nor­mal­ver­lauf. So konn­te die initia­le Plan­t­ar­fle­xi­on wäh­rend der Gewichts­über­nah­me aus­schließ­lich mit der indi­vi­du­el­len dGRA­FO bedeu­tend ver­rin­gert wer­den. Der Bewe­gungs­um­fang der Dor­salex­ten­si­on in der Stand­pha­se kam eben­falls mit der indi­vi­du­el­len dGRA­FO der Nor­mal­si­tua­ti­on deut­lich näher.

Auf­fäl­lig ist, dass sich die gemes­se­nen Unter­schie­de der Gelenk­win­kel zwar ein­deu­tig dar­stell­ten, aber nur von gerin­gem Aus­maß waren, wäh­rend die Unter­schie­de der exter­nen Momen­te der Bein­ge­len­ke deut­li­che Abstu­fun­gen erken­nen lie­ßen. Die ins­ge­samt gemes­se­nen höhe­ren exter­nen exten­die­ren­den OSG- und Knie­mo­men­te kor­re­lier­ten mit der deut­lich ver­rin­ger­ten Akti­vi­tät des M. rec­tus femoris.

Der Unter­schied der bei­den Orthe­sen-Typen unter­ein­an­der bezüg­lich der meta­bo­li­schen Ener­gie­ver­brauchs­mes­sung ist mit 6 % Dif­fe­renz nur knapp über der all­ge­mein ange­nom­me­nen Mess­un­ge­nau­ig­keit. Trotz­dem stellt sich die­se Ten­denz kli­nisch als nicht unbe­deu­tend dar. Die mit der Blue Rocker-Orthe­se gemes­se­ne ver­mehr­te Sauer­stoff­ra­te kor­re­lier­te zum einen mit der höher gemes­se­nen Herz­fre­quenz und zum ande­ren mit der höhe­ren Akti­vi­tät des M. rec­tus femoris.

Die Bedeu­tung des Orthesenaufbaus

Grund­sätz­lich deu­te­te sich an, dass es sinn­vol­ler scheint, den Win­kel des obe­ren Sprung­ge­len­kes auf den Pati­en­ten abzu­stim­men, als die sta­ti­sche Belas­tungs­li­nie mit­tels der Ver­kip­pung einer vor­de­fi­nier­ten Unter­schen­kel-Fuß-Posi­ti­on zu beein­flus­sen. Im letz­te­ren Fall scheint die Adap­ti­on des Bewe­gungs­ap­pa­ra­tes deut­lich schwie­ri­ger, da sie nicht der Hal­tungs­re­gu­la­ti­on am obe­ren Sprung­ge­lenk ent­spricht. So war wäh­rend der Anpas­sung der Blue Rocker-Orthe­se die Gren­ze der knie­ex­ten­die­ren­den Opti­mie­rungs­mög­lich­keit erreicht. Die Pati­en­ten droh­ten nach hin­ten zu fal­len, obwohl sich die Belas­tungs­li­nie noch nicht im Bereich der Nor­mal­wer­te befand.

Die Ergeb­nis­se zeig­ten die Kor­re­la­ti­on der Sta­tik mit der Gang­cha­rak­te­ris­tik. Es wur­de deut­lich, dass mit einer in der Sta­tik nicht opti­mal jus­tier­ten Orthe­se grund­sätz­lich Ver­bes­se­run­gen der Gang­cha­rak­te­ris­tik im Ver­gleich zur Situa­ti­on ohne Orthe­se erreicht wer­den kön­nen, die Orthe­se sich aber bei­spiels­wei­se für einen län­ge­ren Spa­zier­gang in frei­er Umge­bung als nicht beson­ders prak­ti­ka­bel erweist. Ins­be­son­de­re bei län­ge­ren Geh­stre­cken und damit ver­bun­de­ner fort­schrei­ten­der Ermü­dung der Mus­ku­la­tur scheint der opti­ma­le Auf­bau umso wich­ti­ger. Die Pati­en­ten berich­te­ten hier über Schwie­rig­kei­ten beim Ste­hen und dem spon­ta­nen Ste­hen­blei­ben aus dem Gang (ver­stärk­tes „Ein­sin­ken“ in die Orthese).

Wenn das Ziel der Orthe­sen­ver­sor­gung mit einer kor­ri­gie­ren­den Beein­flus­sung der Gelenk­mo­men­te defi­niert ist, erscheint es sinn­vol­ler, die sta­ti­sche Auf­bau­jus­tie­rung mit Hil­fe der Belas­tungs­li­nie vor­zu­neh­men, als sich, wie in der Lite­ra­tur dis­ku­tiert wird, auf eine fes­te Vor­ga­be der Win­kel­po­si­ti­on des obe­ren Sprung­ge­len­kes zu bezie­hen. Mit die­ser Metho­de ist nicht ein­deu­tig nach­voll­zieh­bar, wie die von indi­vi­du­el­len Ein­flüs­sen gepräg­te Hal­tungs­re­gu­la­ti­on erfolgt.

Schluss­fol­ge­run­gen für den Versorgungsprozess

Eine adäqua­te Orthe­sen­ver­sor­gung soll­te immer das Ziel haben, das Ste­hen und Gehen so effi­zi­ent wie mög­lich zu gestal­ten und eine mög­lichst phy­sio­lo­gi­sche Belas­tung der Gelen­ke zu bewir­ken. Um die­ses Ziel zu errei­chen, las­sen sich anhand die­ser Unter­su­chung, unter Beach­tung der gerin­gen Pati­en­ten­zahl, zur Ver­sor­gung von Pati­en­ten mit schlaf­fer Pare­se der Unter­schen­kel­mus­ku­la­tur fol­gen­de Emp­feh­lun­gen formulieren:

1. Grund­sätz­lich ist mit der vor­kon­fek­tio­nier­ten Blue Rocker-Orthe­se eine deut­li­che Ver­bes­se­rung des Ste­hens und Gehens und somit phy­sio­lo­gi­sche­re Belas­tung des Bewe­gungs­ap­pa­ra­tes mög­lich, unter fol­gen­den Voraussetzungen:

  • Der sta­ti­sche Auf­bau soll­te so phy­sio­lo­gisch wie mög­lich erfol­gen können.
  • Die ana­to­mi­sche Pass­form soll­te druck­stel­len­frei sein.
  • Die Orthe­se soll­te der zu erwar­ten­den Belas­tung Stand halten.

2. Mit einer indi­vi­du­el­len dGRA­FO, die nach der hier beschrie­be­nen Metho­de her­ge­stellt wur­de, ist eine deut­li­che Ver­bes­se­rung des Ste­hens und Gehens und somit eine phy­sio­lo­gi­sche­re Belas­tung des Bewe­gungs­ap­pa­ra­tes mög­lich. In die­ser Unter­su­chung bestä­tig­ten dies die bio­me­cha­ni­schen Resul­ta­te, die sich in den All­tags­er­fah­run­gen wider­spie­gel­ten. Mit die­sem Orthe­sen­typ ist eine Ver­sor­gung mög­lich, die den indi­vi­du­el­len Anfor­de­run­gen des Pati­en­ten am bes­ten ent­spricht. Dies ist ins­be­son­de­re für die gewünsch­te Nut­zung über lan­ge Zeit­räu­me bedeutsam.

Für die Autoren:
Hei­ko Dre­witz, OTM
CPO‑D, MSc Neuroorthopädie
Lei­tung Orthetik
Otto Bock Health­Ca­re Deutschland
Kom­pe­tenz­zen­trum For­schungs- und
Ent­wick­lungs­werk­statt
Her­man-Rein-Stra­ße 2a
37075 Göt­tin­gen
drewitz@ottobock.de

Lite­ra­tur beim Verfasser.

Begut­ach­te­ter Beitrag/Reviewed paper 

Zita­ti­on
Dre­witz H, Schmalz T, Blu­men­tritt S. Bio­me­cha­ni­sche Wir­kung von dyna­mi­schen GRA­FOs bei Pati­en­ten mit Kau­er­gang. Ortho­pä­die Tech­nik, 2013; 64 (7): 36–47
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