Der Ein­fluss modi­fi­zier­ter Ankle-Foot-Orthe­sen aus Poly­pro­py­len auf das Gang­bild von Kin­dern und Jugend­li­chen mit Behinderung

A. Sachse, F. Layher, K. Sander
Zur Stabilisierung des Gangbildes bei Menschen mit Behinderungen (Spastik, Parese, Ataxie, Athetose etc.) wie der Zerebralparese, der Spina bifida oder anderer Erkrankungen sind verschiedenste Orthesen im Einsatz. Das Wissen über deren Wirksamkeit ist Voraussetzung für einen optimalen Erfolg. Es gibt jedoch nur wenige wissenschaftliche Untersuchungen, die die Effektivität einzelner Orthesen beurteilen, sodass der Behandler während der klinischen Untersuchung bei der Beurteilung, welche Orthese am wirkungsvollsten sein könnte, auf seine Erfahrung und eine visuelle Analyse angewiesen ist. Unterstützend kann die instrumentelle Ganganalyse eine Aussage zur Wirksamkeit treffen, auch wenn sie noch nicht allgemein verbreitet ist und nur im Rahmen experimenteller Studien zum Einsatz kommt. Je nach Krankheitsbild stehen die Aspekte Dynamik vs. Stabilität bzw. statische Korrektur vs. Funktion im Vordergrund. Sehr häufig werden AFOs („ankle-foot orthoses“, Sprunggelenk-Fuß-Orthesen) angewendet. In der vorliegenden Untersuchung wird die Wirksamkeit dynamischer unterschenkelhoher Polypropylen-Orthesen spezieller Bauart überprüft und mittels 3D-Ganganalyse im Vergleich mit anderen AFOs getestet.

Ein­lei­tung

Kin­der und Jugend­li­che mit Tonus­stö­run­gen lei­den häu­fig unter Gang­stö­run­gen, da oft­mals die unte­ren Extre­mi­tä­ten betrof­fen sind. Dabei füh­ren Tonu­s­er­hö­hun­gen wie bei der Zere­bral­pa­re­se, aber auch Tonus­min­de­run­gen wie bei der Spi­na bifi­da zur Ein­schrän­kung der Sta­bi­li­tät von Stand und Gang. Hin­zu kom­men Insta­bi­li­tä­ten, Kon­trak­tu­ren, Stö­run­gen der Tie­fen­sen­si­bi­li­tät sowie Defor­mie­run­gen und Sub­lu­xa­tio­nen von Gelen­ken des Fußes, des Knie- und des Hüft­ge­len­kes 1 2. All die­se Ursa­chen sind mit unter­schied­li­cher Gewich­tung am Gesamt­bild hin­sicht­lich der Ein­schrän­kun­gen bzw. der Geh­be­hin­de­rung betei­ligt. Zur Funk­ti­ons­ver­bes­se­rung kön­nen Orthe­sen durch eine Sta­bi­li­sie­rung des Stan­des und des Gang­bil­des bei­tra­gen. Sie kön­nen Fehl­stel­lun­gen kor­ri­gie­ren, Last über­neh­men und den Auf­wand zur Steue­rung des obe­ren und unte­ren Sprung­ge­len­kes sowie der Fuß­ge­len­ke redu­zie­ren. Dabei kom­men häu­fig dyna­mi­sche Orthe­sen oder Kom­bi­na­tio­nen aus star­ren fuß­kor­ri­gie­ren­den Orthe­sen mit dyna­mi­schem Sprung­ge­lenk zum Einsatz.

Die weit­aus häu­figs­te Fehl­stel­lung ist der Spitz­fuß. Die­ser führt unter ande­rem durch die Ver­rin­ge­rung der Kon­takt­flä­che zur Insta­bi­li­tät des Fußes (im Stand und Gang) der Betrof­fe­nen 3 4 5. Durch die Reduk­ti­on der Kon­zen­tra­ti­on auf Sprung­ge­len­ke und Fuß kann ein sta­bi­le­res Ste­hen und Gehen erreicht wer­den. Ins­be­son­de­re bei Kin­dern mit grob­mo­to­ri­schen Fähig­kei­ten der Stu­fen GMFCS I bis IV kann mit­tels AFO („ankle-foot ortho­sis“, Sprung­ge­lenk-Fuß-Orthe­se) durch die Sta­bi­li­sie­rung des Fußes mit Beein­flus­sung der Effe­ren­zen-Affe­ren­zen-Fehl­steue­rung ein bes­se­res Gang­bild erzielt oder Gehen über­haupt erst mög­lich gemacht wer­den 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18. Durch die AFOs wer­den auch Wir­kun­gen an Knie- und Hüft­ge­len­ken erzielt, also an nicht von der Orthe­se umschlos­se­nen Gelen­ken 19 20 21 22.

Wäh­rend frü­her haupt­säch­lich zwi­schen Läh­mungs- und Ent­las­tungs­orthe­sen und als Son­der­for­men Längenausgleichs‑, Rota­ti­ons- und Quen­gel­orthe­sen mit über­wie­gend star­ren Grund­ele­men­ten und sta­ti­schen bzw. sperr­ba­ren, pas­siv frei­en bzw. teil­dy­na­mi­schen Gelen­ken unter­schie­den wur­de, ste­hen heut­zu­ta­ge eher Funk­ti­ons­orthe­sen im Vor­der­grund. Häu­fig wer­den dabei die klas­si­schen Eigen­schaf­ten der Orthe­sen (Funk­ti­ons­aus­gleich bzw. ‑ver­bes­se­rung, Sta­bi­li­sie­rung von Gelen­ken, Reduk­ti­on kor­ri­gier­ba­rer Defor­mi­tä­ten) mit moder­nen Gelen­ken und Werk­stof­fen wesent­lich erwei­tert. So kön­nen struk­tu­rel­le Defor­mi­tä­ten gebet­tet, gefähr­de­te Regio­nen geschützt, der Mus­kel­to­nus regu­liert und z. B. post­ope­ra­tiv das OP-Ergeb­nis geschützt wer­den. Zusätz­lich ist eine Pro­phy­la­xe dro­hen­der Defor­mi­tä­ten und evtl. eine Wachs­tums­len­kung mög­lich 23 24 25 26 27 28 29 30 31 32 33 34 35 36 37.

His­to­rie

Wäh­rend Schie­nen-Schel­len-Appa­ra­te über 100 Jah­re lang mit und ohne Gelen­ke zur äußer­li­chen Sta­bi­li­sie­rung von Insta­bi­li­tä­ten der Knie- und Sprung­ge­len­ke ein­ge­setzt wur­den, dien­ten Innen­schuh­orthe­sen zur Kor­rek­tur von Fuß­de­for­mi­tä­ten. Mit­tels der knie­ge­lenks­über­grei­fen­den Kon­struk­ti­on waren auch gro­ße Kräf­te über­trag­bar; bei abge­rüs­te­ten Appa­ra­ten, die nur den Fuß, das OSG und den Unter­schen­kel fas­sen, waren auch nur Teil­kor­rek­tu­ren mög­lich. So wur­de bei­spiels­wei­se bei einem iso­lier­ten Fall­fuß (z. B. bei einer Fuß­he­ber­pa­re­se) eine Fuß­he­ber­or­the­se wie der soge­nann­te Hei­del­ber­ger Win­kel ein­ge­setzt. Des­sen Wir­kung ist gegen eine über­mä­ßi­ge Plan­t­ar­fle­xi­on des Fußes gerich­tet; aller­dings liegt der Dreh­punkt nicht im Bereich des OSG, und es wer­den nicht 0° Dor­salex­ten­si­on erreicht, da eine leich­te Plan­t­ar­fle­xi­on ver­bleibt. Zudem wird mit der Reduk­ti­on des Step­per­gan­ges nur eine indi­rek­te Wir­kung auf Hüft- und Knie­ge­lenk erzielt.

Bei der Behand­lung der Aus­wir­kun­gen der Polio­mye­li­tis bzw. des Post­po­lio-Syn­droms wur­de der Hacken­fuß mit Insta­bi­li­tät im Knie­ge­lenk und Kau­er­gang mit knie­ge­lenks­über­grei­fen­den Ober­schen­kel-Fuß-Orthe­sen behan­delt. Die Fuß­stel­lung wur­de über die rück­he­beln­de Wir­kung einer lang­soh­li­gen stei­fen Fuß­orthe­se kor­ri­giert, die starr mit den Unter­schen­kel­schie­nen ver­bun­den war 38 39. Die Knie­sta­bi­li­sie­rung erfolg­te mit einem rück­ver­la­ger­tem Gelenk (Abb. 1a), wel­ches in Rich­tung (Über-)Streckung des Knie­ge­len­kes durch Ver­schie­bung des Dreh­punk­tes des Knie­ge­len­kes nach hin­ten, also zur Ver­rie­ge­lung führ­te. In bestimm­ten Fäl­len wur­den soge­nann­te Vor­brin­ger, also eine Art Gum­mi­zü­gel, wie sie aus der Pro­the­tik bekannt waren, zur Unter­stüt­zung der feh­len­den Ober­schen­kel­kraft ange­bracht, um trotz­dem eine Knie­stre­ckung zu errei­chen. Die­se Appa­ra­te konn­ten nur den Hacken­fuß bei maxi­mal 0° Dor­salex­ten­si­on (DE) fixie­ren und eine Knie­stre­ckung pas­siv ein­stel­len. Aller­dings erkann­te man, dass die rück­he­beln­de Wir­kung der Hacken­fuß­orthe­se von der Län­ge der Soh­le, von der star­ren Kopp­lung an die Unter­schen­kel­scha­len und von der Steif­heit des Mate­ri­als abhing. Zusätz­lich beein­fluss­te die Stär­ke der Sprung­ge­lenks­auf­rich­tung (Rück­la­ge des Appa­ra­tes) die Rück­he­be­lung im Knie­ge­lenk 40.

Im wei­te­ren Ver­lauf ent­stand aus die­sen Erkennt­nis­sen bei den gelenk­tra­gen­den Orthe­sen die soge­nann­te GRAFO („ground reac­tion ankle-foot ortho­sis“), eine im Dreh­punkt des Obe­ren Sprung­ge­len­kes (OSG) zen­trier­te gelenk­tra­gen­de unter­schen­kel­ho­he Orthe­se, die durch Rück­he­be­lung der Soh­le die Boden­re­ak­ti­ons­kraft zur Knie­stre­ckung nutzt. Dabei kann das Gelenk durch Abschlei­fen auf eine (sta­bi­le) Beweg­lich­keit des OSG bei­spiels­wei­se auf DE/PF (PF = Plan­t­ar­fle­xi­on) 10–0‑10, also 10° Vor­la­ge und 10° Rück­la­ge des Gelenk­spie­les der Orthe­se, ein­ge­stellt wer­den. Somit wer­den der vor­de­re Gelenk­an­schlag und die Stei­fig­keit des  Mate­ri­als nicht nur zur Kor­rek­tur des Fußes, son­dern auch zur Auf­rich­tung des Knie­ge­lenks genutzt. Bio­me­cha­ni­sche Grund­la­ge ist das „plan­t­ar flexion/ knee exten­si­on cou­p­le“ („PFKE cou­p­le“), das durch die Rück­la­ge der Orthe­se den Fuß aus Sicht des OSG in einen (leich­ten) Spitz­fuß führt und dadurch die Knie­stre­ckung bewirkt 41 42 43 44 45 46. Funk­tio­nell-ana­to­misch spielt dabei der M. gas­tro­c­ne­mi­us als Knie­stre­cker im Gang durch Zurück­zie­hen des Knies im Bereich des dista­len Femurs eine ent­schei­den­de Rol­le. Auch heu­te noch sind sol­che Gelen­ke im Ein­satz 47 48 49.

Im wei­te­ren Ver­lauf wur­den dyna­mi­sche GRA­FOs (Abb. 2a–c)  ent­wi­ckelt, also Orthe­sen, die neben dem Gelenk­an­schlag und einer (gewis­sen) Fle­xi­bi­li­tät des Mate­ri­als mit­tels Feder­wir­kung eine Brem­sung des Bewe­gungs­um­fan­ges bewirk­ten. Die Feder­brems­wir­kung wur­de vor dem Gelenk­an­schlag bei Plan­t­ar­fle­xi­on und Dor­salex­ten­si­on wirk­sam, also bei Rück- und Vor­la­ge der Orthe­se. Aller­dings konn­ten opti­mal wirk­sa­me Orthe­sen erst mit dem Ein­satz von Car­bon als Grund­ma­te­ri­al und hoch­ef­fek­ti­ven Tel­ler­fe­dern gro­ße Kräf­te auf klei­nem Raum über­tra­gen. Dazu konn­te eine opti­ma­le Ein­stel­lung von Gelenk­win­kel und Brems­wir­kung erfol­gen. Durch die­ses Wech­sel­spiel ent­steht ein nor­ma­li­sier­tes Gang­bild (Abb. 3a u. b) 50 51. Bei den gelenk­frei­en Orthe­sen ent­stan­den durch den Ein­satz von Car­bon und eine bio­me­cha­ni­sche Opti­mie­rung mit Längs­ach­sen­aus­rich­tung des Sta­bi­li­sie­rungs­pfei­lers leich­te Fuß­he­ber­or­the­sen wie die „ToeOff-Orthe­se ©“ (Bas­ko) (Abb. 4). Auch die Orthe­se „Car­bon­fe­der Spring®“ (Got­tin­ger) mit einem elas­ti­schen Car­bon­stab (Feder) ist bei gerin­gem Gewicht unter ande­rem in der Lage, auf­ge­nom­me­nes Gewicht am Ende der Stand­pha­se („push-off“) als Kraft wie­der abzu­ge­ben und damit ein flüs­si­ges Gang­bild zu unterstützen.

Bei den neue­ren Werk­stof­fen besitzt Poly­pro­py­len (PP) beson­de­re­Ei­gen­schaf­ten: Es ist leicht, weist eine gute Rever­si­bi­li­tät bei fle­xi­bler Grund­struk­tur auf und hat eine mate­ri­al­ab­hän­gi­ge Rück­stell­kraft. Unter Nut­zung die­ser Eigen­schaf­ten des rever­si­bel-fle­xi­blen Poly­pro­py­lens (PP) wur­den leich­te gelenk­freie Orthe­sen kon­stru­iert, deren Dreh­punkt durch eine Aus­spa­rung im Bereich des OSG genau im Gelenk­be­reich des Pati­en­ten liegt. Über die Dicke des Mate­ri­als kann die Rigi­di­tät bzw. Fle­xi­bi­li­tät der Orthe­se ange­passt und durch zusätz­li­ches dor­sa­les Auf­tra­gen von Mate­ri­al die Auf­rich­tung der Orthe­se beein­flusst wer­den 52 53.

Dane­ben ent­wi­ckel­ten sich auch Orthe­sen mit Quen­gel­ge­len­ken. Die­se bewir­ken aber auf­grund der Steif­heit und der feh­len­den Rest­be­weg­lich­keit nur eine ein­ge­schränk­te Ver­bes­se­rung des Gang­bil­des bzw. erschwe­ren die­se sogar; aller­dings sind sie in der Lage, durch gro­ße Kräf­te auch schwe­re Defor­mi­tä­ten und Kon­trak­tu­ren zu kor­ri­gie­ren. Eine Son­der­form stellt die druck­gas­fe­der­be­trie­be­ne redres­sie­ren­de gelen­ki­ge Orthe­se mit Car­bon-Sys­tem­pas­s­tei­len (Poh­lig) dar, bei der eine dyna­mi­sche Quen­gelung die Pro­ble­me sta­ti­scher Orthe­sen über­win­det. Die­se Ent­wick­lung setzt sich im Sys­tem­ge­lenk „C‑Brace©“ (Otto­bock) für Orthe­sen fort. Aller­dings neh­men neue Tech­no­lo­gien deut­lich an Fahrt auf: Mit Com­pu­ter­si­mu­la­ti­ons­pro­gram­men und 3D-Druck­sys­te­men sind indi­vi­du­ell gefer­tig­te, opti­mal pas­sen­de und kor­ri­gie­ren­de, Stüt­zung und Dyna­mik ent­hal­ten­de, leich­te und mit gutem Tra­ge­kom­fort aus­ge­stat­te­te, kos­me­tisch anspre­chen­de Orthe­sen schon heu­te möglich.

AFO-Orthe­sen-Typ „Shoehorn“

Nach einer Emp­feh­lung von Sit­te-Zöll­ner 54 erfolgt die Bezeich­nung  von AFOs („ankle-foot ortho­ses“) ent­spre­chend der Lage der Trimm­li­nie (also der Vor­der­kan­te des Poly­pro­py­len-Mate­ri­als, das die seit­li­che Füh­rung dar­stellt) für das Obe­re Sprung­ge­lenk von Shoehorn I bis III (Abb. 5a–c):

  •  Shoehorn-I-Orthe­sen stel­len die steifs­te Form dar, deren Trimm­li­nie vor dem Dreh­punkt des OSG liegt und damit die Sprung­ge­lenks­be­weg­lich­keit stark ein­schränkt. Eine Shoehorn-I-Orthe­se ist sehr rigi­de, kann gro­ße Bewe­gungs- und Kor­rek­tur­kräf­te auf­neh­men und besitzt eine hohe Rück­stell­kraft. Dabei ist sie auch in der Lage, durch das innen­lie­gen­de Fuß­pro­fil fle­xi­ble Fuß­de­for­mi­tä­ten und eine Varus- oder Val­gus­ver­wrin­gung auszugleichen.
  • Bei Shoehorn-II-Orthe­sen wird durch die Modi­fi­ka­ti­on eine mit­in­te­grier­te Ein­stel­lung von Steifheit/Flexibilität und Kor­rek­tur­kraft ein­ge­stellt. Sie besitzt also ein mitt­le­res Kor­rek­tur­ver­mö­gen, eine mitt­le­re Rück­stell­kraft und eine mitt­le­re Sprung­ge­lenks­be­weg­lich­keit. Die Trimm­li­nie befin­det sich dabei in Höhe des OSG.
  • Bei Shoehorn-III-Orthe­sen liegt die Trimm­li­nie, also die Vor­der­kan­te des PP-Mate­ri­als der Orthe­se, in Höhe des OSG, und zwar deut­lich hin­ter dem Dreh­punkt des OSG. Sie sind damit fle­xi­bel und kön­nen die Fuß­he­bung dabei deut­lich ver­bes­sern, besit­zen aber nur eine gerin­ge Rückstellkraft

AFOs wir­ken nicht nur auf die Hebung des Fußes wie klas­si­sche Fuß­he­ber­or­the­sen, son­dern in unter­schied­li­chem Maße zusätz­lich auch auf die Knie­stre­ckung. Die­se Kraft zur Knie­stre­ckung wird durch die Kon­struk­ti­on (Trimm­li­nie, Bau­hö­he) und die Mate­ri­al­ei­gen­schaf­ten (Mate­ri­al­di­cke, Tem­pe­ra­tur, Ver­stär­kung) bestimmt. In Abbil­dung 6a–d wird exem­pla­risch die Fuß­he­be­kraft durch die gezo­ge­ne Rück­la­ge der Orthe­se und die Kraft zur Knie­stre­ckung („plan­t­ar flexion/knee exten­si­on cou­p­le“) durch die gezo­ge­ne Orthe­sen­vor­la­ge dar­ge­stellt. Bei Shoehorn-I-Orthe­sen wird durch die gro­ße Vor­la­ge­kraft eine wesent­lich stär­ke­re Knie­stre­ckung erreicht als bei Shoehorn-II- oder ‑III-Orthe­sen 55 56 57; 58 59. Im Lau­fe der Jah­re stell­ten sich gute Erfol­ge bei der Anwen­dung die­ser spe­zi­el­len AFOs ein. Die in den Ver­sor­gun­gen gewon­ne­nen sub­jek­ti­ven Erfah­run­gen soll­ten aller­dings objek­ti­viert wer­den. Dazu wur­de die vor­lie­gen­de Unter­su­chung kreiert.

Stu­die

Für die Stu­die wur­den die inter­dis­zi­pli­nä­ren Mög­lich­kei­ten der Kli­nik der Autoren genutzt. Die Zusam­men­ar­beit der Kin­der­or­tho­pä­di­schen Sprech­stun­de mit dem haus­ei­ge­nen ange­schlos­se­nen Sani­täts­haus und ande­ren Sani­täts­häu­sern der Umge­bung sowie das Vor­han­den­sein eines 3D-Vicon-Gang­ana­ly­se­sys­tems ermög­lich­te es den Autoren, Pati­en­ten, die sta­tio­när und ambu­lant behan­delt wur­den, inter­dis­zi­pli­när zu unter­su­chen und die Ergeb­nis­se wis­sen­schaft­lich zu erfas­sen. Aller­dings wur­de bei der Daten­er­he­bung eine Viel­zahl zere­bral­pa­re­ti­scher Krank­heits­bil­der mit ver­schie­de­nen Schwe­re­gra­den (GMFCS) und ver­schie­de­nen Orthe­sen­ver­sor­gun­gen erfasst. Ein Teil der Ergeb­nis­se wird im Fol­gen­den vorgestellt.

Mate­ri­al und Methoden

In der pro­spek­ti­ven Stu­die am Deut­schen Zen­trum für Ortho­pä­die der Wald­kli­ni­ken Eisen­berg wur­den bei 22 Kin­dern (15 m, 7 w) mit Behin­de­rung (z. B. Zere­bral­pa­re­se) Gang­ana­ly­sen durch­ge­führt (z. T. wur­de mehr­fach gemes­sen), um Unter­schie­de im Gang mit und ohne Orthe­sen fest­zu­stel­len. Dabei kamen meist AFO-Orthe­sen des Typs „Shoehorn“ und „Neu­ro Swing©“, aber auch ande­re Orthe­sen bei ver­schie­de­nen neu­ro­lo­gi­schen Krank­heits­bil­dern zum Ein­satz. Ins­ge­samt wur­den die Kin­der, bei denen über Jah­re ins­ge­samt 50 Ver­sor­gun­gen vor­ge­nom­men wur­den, jeweils mit und ohne Orthe­sen unter­sucht. Zum Ver­gleich wur­den die Gang­da­ten von 23 gesun­den Kin­dern (11 m, 12 w) jeweils links und rechts (46 Mes­sun­gen) ermit­telt. Das Alter der Pati­en­ten lag bei durch­schnitt­lich 11,1 (± 5,4) Jah­ren, das Alter der gesun­den Kin­der eben­falls bei durch­schnitt­lich 11,1 (± 3,1) Jahren.

Die Gang­ana­ly­sen wur­den mit dem 3D-Bewe­gungs­ana­ly­se­sys­tem „Vicon“ (Vicon, Oxford, GB) mit 10 Infra­rot­ka­me­ras (Boni­ta 10, Bild­ra­te 200 Hz) und mit 3 Kraft­mess­plat­ten (1 × Kist­ler Instru­men­te AG, Win­ter­thur, Schweiz; 2 × AMTI, Water­town, MA, USA mit jeweils 1000 Hz) durch­ge­führt. Für die Daten­er­fas­sung und Bear­bei­tung stand das Pro­gramm „Nexus V.2.1“ und für die Aus­wer­tung das Pro­gramm „Poly­gon V.4.1“ (Vicon, Oxford, GB) zur Verfügung.

Als Modell wur­de das in „Nexus“ inte­grier­te Plug-in-Gait-Modell (PIG) ange­wen­det. Dazu wur­den die Pati­en­ten an mar­kan­ten Kör­per­punk­ten (u. a. Gelenk­dreh­punk­te, Becken) mit 17 licht­re­flek­tie­ren­den Mar­kern ver­se­hen. Als Sta­tis­tik­pro­gramm fand „SPSS Sta­tis­tics V.19“ (IBM, Armonk, NY, USA) Anwen­dung. Die Wer­te der ohne und mit Orthe­sen ermit­tel­ten Gang­pa­ra­me­ter wur­den mit­tels Wil­coxon-Test (ver­bun­de­ne Stich­pro­ben) auf signi­fi­kan­te Unter­schie­de geprüft. Als Signi­fi­kanz­ni­veau wur­de p ≤ 0,05 gewählt.

Bei der instru­men­tel­len Gang­ana­ly­se wer­den die Orts­ko­or­di­na­ten der Mar­ker wäh­rend des Gangs drei­di­men­sio­nal erfasst. Die Pati­en­ten bzw. Pro­ban­den müs­sen dazu mit selbst­ge­wähl­ter Geh­ge­schwin­dig­keit eine ca. 12 m lan­ge Lauf­stre­cke absol­vie­ren, bei der sie mit einem Bein jeweils eine Kraft­mess­plat­te voll­stän­dig tref­fen müs­sen. Sie müs­sen die­se Stre­cke so oft absol­vie­ren, bis min­des­tens 5 ver­wert­ba­re Tri­als zur Ver­fü­gung ste­hen 60 61.

Mit­tels Gang­ana­ly­se wird sodann jeweils ein Dop­pel­schritt ana­ly­siert (Pha­se zwi­schen zwei Fer­sen­auf­trit­ten des­sel­ben Bei­nes). Die­ser Schritt­zy­klus teilt sich in die Stand­pha­se (Fer­sen­auf­tritt eines Bei­nes bis zur Zehen­ab­lö­sung) und die Schwung­pha­se (Zehen­ab­lö­sung bis zum Fer­sen­auf­tritt). Die Stand­pha­se umfasst dabei ca. 60 % des Gang­zy­klus. Um rech­tes und lin­kes Bein unmit­tel­bar ver­glei­chen zu kön­nen, wer­den die Wer­te nor­miert, das heißt, die Wer­te für die Stand­pha­se bei­der Bei­ne wer­den über­ein­an­der­ge­legt 62 63. Für die Zeit-Distanz-Para­me­ter wer­den die ein­zel­nen Mit­tel­wer­te für den erfass­ten Gang­zy­klus bestimmt; für die Win­kel und Momen­te aus den zeit­li­chen Kur­ven­ver­läu­fen wer­den – je nach Rele­vanz – die Maxi­mal- bzw. Mini­mal­wer­te zur Aus­wer­tung her­an­ge­zo­gen. In den Abbil­dun­gen 7 bis 9 sind bei­spiel­haft typi­sche Kur­ven­ver­läu­fe für das OSG dar­ge­stellt 64 65 66 67 68 69 70.

„Plan­t­ar flexion/knee exten­si­on couple“

In der Ana­to­mie wird gelehrt, dass der M gas­tro­c­ne­mi­us ein rei­ner Knie­beu­ger sei. Das trifft natür­lich zu, wenn der Rumpf bzw. das Hüft­ge­lenk als „fest­ste­hend“ oder „sta­bil“ betrach­tet wird. Auch beim lie­gen­den Pati­en­ten und in der Schwung­pha­se des Gehens ist dies zutref­fend. Aus der Gang­ana­ly­se geht aber her­vor, dass sich bei einem fest­ste­hen­den Fuß – also in der Stand­pha­se – die Mus­kel­funk­tio­nen umkeh­ren. So bewir­ken der M. sole­us und der M. gas­tro­c­ne­mi­us im Stand mit dem „sta­bi­len“ bzw. „fest­ge­stell­ten“ Fuß bei Akti­vie­rung eine Ver­grö­ße­rung des Tibia-Fuß-Win­kels – also eine Plan­t­ar­fle­xi­on –, das heißt, die Fuß­spit­ze wird nach unten gedrückt. Beim „fest­ge­stell­ten“ Fuß erfolgt aber kei­ne ech­te Plan­t­ar­fle­xi­on der Fuß­spit­ze nach unten, son­dern die Ver­grö­ße­rung des Tibia-Fuß-Win­kels führt zur Rück­ver­la­ge­rung der Tibia durch den M. sole­us und des Tibia-Knie­ge­lenk-Femur-Kom­ple­xes (also des Knie­ge­len­kes) durch den M. gas­tro­c­ne­mi­us. Die Rück­ver­la­ge­rung der Tibia bzw. des Knie­ge­len­kes führt zur Stre­ckung des Knie­ge­len­kes beson­ders bei akti­vem ven­tra­lem Ober­schen­kel­mus­kel (M. rec­tus des M. qua­dri­zeps – M.gastrocnemius- Mus­kel­ket­te), sodass eine Knie­stre­ckung erfolgt. Die­ses Phä­no­men nennt man „plan­t­ar fle­xi­on/­k­nee-exten­si­on cou­p­le“. Dies wird bei rück­he­beln­den Orthe­sen aus­ge­nutzt, um bei­spiels­wei­se die aus der Pare­se resul­tie­ren­de feh­len­de Kraft des Bei­nes zu sub­sti­tu­ie­ren 71 72 73 74 75 76 77 78.

Ergeb­nis­se

In der gang­ana­ly­ti­schen Aus­wer­tung zei­gen sich sowohl bei Anwen­dung der Unter­schen­kel-PP-Orthe­sen als auch bei ande­ren AFO-Orthe­sen­sys­te­men deut­li­che Aus­wir­kun­gen auf Zeit-Distanz-Para­me­ter (Kadenz, Schritt­län­ge und Stand­pha­sen­dau­er) sowie auf spe­zi­el­le Gang­pa­ra­me­ter wie Gelenk­win­kel (Kine­ma­tik), Momen­te und Power (Kine­tik). Es zeigt sich bei der Kadenz (Anzahl der Schrit­te pro Minu­te) eine Erhö­hung bei leich­ter betrof­fe­nen Kin­dern bzw. bei Hemi­pa­re­sen, wäh­rend bei schwe­rer Betrof­fe­nen, die mit Orthe­sen mit stär­ke­rer Kor­rek­tur aus­ge­stat­tet sind, eher eine Abnah­me der Geh- bzw. Schritt­ge­schwin­dig­keit statt­fin­det 79. Durch die Hebe­funk­ti­on sowohl der Shoehorn- als auch der ande­ren AFO-Orthe­sen ver­län­gert sich die Schritt­län­ge, und die Schritt­län­ge der gesun­den Sei­te gleicht sich an, was beson­ders bei den Hemi­pa­re­sen sicht­bar wird. Auch bei der Unter­stüt­zungs­zeit kommt es bei leich­te­ren Behin­de­run­gen eher zu einer Nor­ma­li­sie­rung mit Ver­kür­zung der­sel­ben, bei schwe­rer Betrof­fe­nen dage­gen – beson­ders durch die stark kor­ri­gie­ren­den Orthe­sen – zu einer Ver­län­ge­rung der Stand­pha­se. Aus­wir­kun­gen der leich­ten PP-Schie­nen fan­den sich nicht nur im Sprung­ge­lenks­be­reich, son­dern auch im Knie- und sogar im Hüft­ge­lenk. Bezüg­lich der Knie­stre­ckung kommt es in der Stand­pha­se durch die S3- und die „Neuro-Swing©“-Orthese zu einer Ver­bes­se­rung die­ser Funk­ti­on und in der Schwung­pha­se zu einer stär­ke­ren Knie­beu­gung, was zur Opti­mie­rung des Gang­ab­lau­fes bei­trägt (rote Kur­ve in Abb. 10c u. d). Dadurch ver­min­dert sich der Step­per­gang des ohne Orthe­se plan­t­ar­flek­tier­ten Fußes, und die Schritt­län­ge nimmt zu.

In Tabel­le 1 sind die Wer­te der Gang­pa­ra­me­ter und die Wir­kungs­wei­se der Orthe­sen auf die Gang­pa­ra­me­ter dar­ge­stellt. In die­ser Tabel­le wird auf die Ver­än­de­run­gen der Funk­ti­on des Sprung­ge­len­kes bzw. des Gan­ges durch die AFOs ein­zeln hin­ge­wie­sen. Dabei wird sicht­bar, dass nicht nur die AFO-PP-Orthe­sen, son­dern  auch ande­re Orthe­sen („Neu­ro Swing©“, „Toe off©“ etc.) bezüg­lich ein­zel­ner Para­me­ter Gang­ver­än­de­run­gen in Rich­tung des nor­ma­len Gan­ges bewirken.

Für die Shoehorn-III-Orthe­se (S3) sind kine­ma­ti­sche Kur­ven­ver­läu­fe für die sagit­ta­len OSG- und Knie­win­kel jeweils mit und ohne Orthe­se (Abb. 10a–d) dar­ge­stellt. So wird – sicht­bar anhand der roten Linie – die Dor­salex­ten­si­on (also die Fuß­he­bung am Ende der Stand­pha­se) erhöht, aber vor allem in der Schwung­pha­se deut­lich ver­bes­sert und schon zu Beginn der Schwung­pha­se – also frü­her im Gang­ab­lauf – ein­ge­stellt (Fuß­he­be­funk­ti­on der Orthese).

Bezüg­lich des Knies wird der Gang­ab­lauf mit Orthe­se opti­miert, das heißt, durch die bes­se­re Beu­gung in der Schwung­pha­se erfolgt eine Nor­ma­li­sie­rung des Schrit­tes; es kommt also zu einer Annä­he­rung an den Nor­mal­ver­lauf des Gehens (die graue Kur­ve ent­spricht der Normalpopulation).

Eine stär­ke­re Knie­stre­ckung ist jedoch nicht anhand des Win­kels der ver­min­der­ten Knie­beu­gung, also der Ände­rung in Rich­tung der Knie­stre­ckung, son­dern nur anhand der Län­ge der Exten­si­ons­pha­se nach­weis­bar. So führt die S3-Orthe­se zwar nur zu einer leich­ten, aber deut­lich ver­län­ger­ten Knie­stre­ckung. Dies ist bei den Shoehorn-I-Orthe­sen (S1) und bei den „Neuro-Swing©“-Orthesen stär­ker aus­ge­prägt. In Abbil­dung 11a–d sind zudem die Ergeb­nis­se für die S3-Orthe­sen (Shoehorn-III-Orthe­sen) hin­sicht­lich der OSG-Momen­te und –Power dar­ge­stellt. Es zeigt sich eine Anglei­chung der Momen­te in Rich­tung der Nor­mal­kur­ve (grau hin­ter­legt); bezüg­lich der Power, die das Obe­re Sprung­ge­lenk gene­riert, ist ein deut­li­cher Zuwachs mit Orthe­se (s. blaue Kur­ve) erkennbar.

In den Abbil­dun­gen 12a und b sind die Kur­ven­ver­läu­fe der S3-Orthe­se für das Knie­ge­lenk erfasst. Auch hier zeigt sich schon für die Shoehorn-III-Orthe­se eine Nor­ma­li­sie­rung in Rich­tung und Ver­lauf der grau­en Refe­renz­kur­ve. Dem­ge­gen­über sind in den Abbil­dun­gen 13a–d und 14a–d die Kur­ven­ver­läu­fe für die „Neuro-Swing©“-Orthese auf­ge­zeigt, und zwar mit Nor­ma­li­sie­rung von DE (Dor­salex­ten­si­on) bzw. PF (Plan­t­ar­fle­xi­on) im OSG beson­ders der betrof­fe­nen lin­ken Sei­te (rot dar­ge­stellt), aber auch der (gesun­den) nicht ver­sorg­ten rech­ten Sei­te. Eben­so ist das Moment des OSG am Ende der Stand­pha­se deut­lich opti­miert, wenn auch nicht ganz ide­al an den nor­ma­len Gang ange­passt. In Abbil­dung 14 ist eine deut­li­che Ver­bes­se­rung der Para­me­ter „Knie­win­kel­ver­lauf“ und „Knie­mo­ment­ver­lauf“ bei Anwen­dung der „Neuro-Swing©“-Orthesen in Rich­tung der grau­en Ver­läu­fe zu erken­nen (Wer­te der gesun­den Ver­gleichs­grup­pe). Wei­te­re Wir­kun­gen der Orthe­sen wer­den in Tabel­le 1 für die ver­schie­de­nen Para­me­ter zusam­men­ge­fasst und qua­li­ta­tiv bewer­tet. Eine Anpas­sung der Kur­ven mit Annä­he­rung an die grau­en Ver­läu­fe (Wer­te der gesun­den Ver­gleichs­grup­pe) deu­tet auf eine Nor­ma­li­sie­rung des Gan­ges hin. Fol­gen­des zeigt sich:

  • gute und sehr gute Wer­te hin­sicht­lich der Ver­bes­se­rung der sagit­ta­len Knie­ex­ten­si­on und des rela­ti­ven sagit­ta­len Knieextensionsmomentes,
  • befrie­di­gen­de Wir­kun­gen hin­sicht­lich des sagit­ta­len OSG-Momen­tes bezüg­lich der Dor­salex­ten­si­on, der sagit­ta­len Kniefle­xi­on und der Knie­leis­tung sowie –
  • nicht mess­ba­re oder nega­ti­ve Wer­te für die übri­gen gemes­se­nen und aus­ge­wer­te­ten Parameter.

Dass sich die sagit­ta­le Knie­ex­ten­si­on ver­bes­sert hat, zeigt sich an der stär­ke­ren Knie­stre­ckung. Die­se Ver­än­de­rung ist hoch­si­gni­fi­kant und ist in Abbil­dung 10 für die Shoehorn-III-Orthe­se und in Abbil­dung 14 für die „Neuro-Swing©“-Orthese bei­spiel­haft dar­ge­stellt. Auch das rela­ti­ve sagit­ta­le Knie­ex­ten­si­ons­mo­ment – also das (Dreh-)Moment resul­tie­rend aus Kraft × Kraft­arm – ver­bes­ser­te sich in Rich­tung der Nor­mal­grup­pe der S3-Orthe­sen und das rela­ti­ve sagit­ta­le Kniefle­xi­ons­mo­ment bezüg­lich der „Neuro-Swing©“-Orthesen.

Dis­kus­si­on

Die prin­zi­pi­el­le Funk­ti­on der unter­such­ten Orthe­sen („Shoehorn III“, „Neu­ro Swing©“, „Toe off©“) ist die Fuß­he­be­funk­ti­on. Die­se wird von allen Orthe­sen gut gemeis­tert. Je nach Bau­art sind ein­zel­ne Para­me­ter in der Funk­ti­ons­ana­ly­se offen­sicht­lich oder lie­ßen sich erst mit der Gang­ana­ly­se bewer­ten. So sind in den Abbil­dun­gen 10 und 14 die Aus­wir­kun­gen auf das OSG für die S3-Orthe­se und die „Neuro-Swing©“-Orthese erfasst, die weit­ge­hend mit den Erfah­run­gen der kon­ser­va­ti­ven Ortho­pä­den und der Ortho­pä­die­tech­ni­ker sowie den Berich­ten und Unter­su­chun­gen der Lite­ra­tur übereinstimmen.

Die ermit­tel­ten Aus­wir­kun­gen der unter­such­ten Orthe­sen auf Kine­tik und Kine­ma­tik von Knie- und Hüft­ge­lenk – im Sin­ne einer bes­se­ren Beu­gung in der Schwung­pha­se mit Orthe­se und einer Stre­ckung in der Stand­pha­se – wer­den in der Lite­ra­tur unter­schied­lich bewer­tet. Dabei spie­len fol­gen­de Aspek­te eine Rolle:

  • das Design der jewei­li­gen Studie,
  • das ver­wen­de­te Ganganalysesystem,
  • die Art der unter­such­ten Orthe­se in Abhän­gig­keit vom Schwe­re­grad der Betrof­fen­heit der Pati­en­ten sowie
  • die Erfah­rung des Tech­ni­kers beim Ein­stel­len bzw. Her­stel­len der Orthe­se mit den ver­schie­de­nen Korrekturrichtungen.

Die Aus­wer­tung der Ergeb­nis­se der hier vor­ge­stell­ten Stu­die zeigt, dass die getes­te­ten Orthe­sen bei ähn­li­chen Krank­heits­bil­dern bzw. Funk­ti­ons­stö­run­gen der Pati­en­ten unter­schied­li­che Wir­kun­gen bezüg­lich ein­zel­ner Gang­ana­ly­se­pa­ra­me­ter ent­fal­ten. Eben­so konn­te ermit­telt wer­den, dass bestimm­te Gang­ana­ly­se­pa­ra­me­ter stark, ande­re para­dox durch die Orthe­sen beein­flusst wer­den. In die­ser Rich­tung sind die Anga­ben in der Lite­ra­tur sehr unein­heit­lich 80 81 82 83 84 85 86 87 88 89 90 91 92 93.

In die­ser Unter­su­chung konn­ten die Autoren zwar ein­zel­ne aus­ge­wähl­te Wir­kun­gen von AFOs auf gang­ana­ly­ti­sche Para­me­ter ermit­teln. So lie­ßen sich ein­zel­ne Para­me­ter für alle unter­such­ten Orthe­sen gemein­sam inter­pre­tie­ren, z. B. die Hebe­funk­ti­on im OSG und die Ver­län­ge­rung des Schrit­tes durch die Opti­mie­rung der Schwung­pha­se. Für ande­re Para­me­ter wie Knie­stre­ckung, Knie­mo­ment, Hüft­stre­ckung oder Anpas­sung der Rechts-Links-Para­me­ter bei Hemi­pa­re­sen ver­hiel­ten sich die unter­such­ten Orthe­sen jedoch stark unter­schied­lich. Eine abschlie­ßen­de Bewer­tung der Ergeb­nis­se steht daher noch aus; sie sind erst nach Durch­füh­rung wei­te­rer Stu­di­en interpretierbar.

Fazit

Die Stu­die ergab, dass trotz der objek­ti­ven wis­sen­schaft­lich-tech­ni­schen Ana­ly­se die Pro­ble­me hin­sicht­lich der indi­vi­du­el­len Her­stel­lung, der com­pu­ter­ana­ly­ti­schen Vor­her­sa­ge bzw. Simu­la­ti­on der Wir­kung und der sub­jek­ti­ven Beur­tei­lung der Unter­stüt­zung des Gehens unge­löst blei­ben. Fol­gen­de Aspek­te müs­sen wei­ter erforscht bzw. opti­miert werden:

  • Push-off,
  • Nut­zung der Bodenreaktionskraft,
  • pati­en­ten­ab­hän­gi­ge Ein­stel­lun­gen der Para­me­ter der Gang­ana­ly­se (Kon­trak­tu­ren, Pare­sen, Null­punkt etc.),
  • pati­en­ten­ab­hän­gi­ge Ein­stel­lun­gen der Orthe­sen­pa­ra­me­ter, die in der Gang­ana­ly­se erfasst wurden,
  • Mate­ri­al­ei­gen­schaf­ten und Gelenk­kraft der Orthe­sen, die in den ein­zel­nen Pha­sen des Schrit­tes wirk­sam sind, sowie
  • Steue­rung der Orthe­se bei ver­schie­de­nen Unter­grün­den und Nei­gungs­win­keln der Gan­ge­be­ne durch den Pati­en­ten. 94 95 96 97 98 99 100

Dazu sind spe­zi­ell ange­leg­te, mög­lichst mul­ti­zen­tri­sche Stu­di­en erfor­der­lich, um eine gro­ße Pati­en­ten­an­zahl ver­schie­de­ner Dia­gno­sen und Schwe­re­gra­de sowie ver­schie­de­ne Orthe­sen mit einem stan­dar­di­sier­ten Stu­di­en­de­sign zu unter­su­chen. Auf die­se Wei­se lässt sich die jewei­li­ge Wir­kung der ver­schie­de­nen Orthe­sen auf ein­zel­ne Gang­pa­ra­me­ter bes­ser ver­ste­hen. Die Gang­ana­ly­se selbst wird in Zukunft eine immer bedeu­ten­de­re Rol­le spie­len – nicht nur zum bes­se­ren Ver­ständ­nis des Bewe­gungs­ab­lau­fes und der Ana­ly­se der Wir­kung von Orthe­sen auf das Gang­bild, son­dern auch zur Ein­schät­zung und Qua­li­täts­kon­trol­le der Funk­ti­on der Orthe­sen und der Modi­fi­ka­ti­on ein­zel­ner Kor­rek­tur­wir­kun­gen auf Gelenk­funk­ti­on, Kraft­sub­sti­tu­ti­on und Deformitäten.

Für die Autoren:
Dr. med. André Sachse
Fach­arzt für Ortho­pä­die und Unfallchirurgie
Lei­ter des Depart­ments für Kinderorthopädie
Deut­sches Zen­trum für Orthopädie

Wald­kli­ni­ken Eisen­berg GmbH
Klos­ter­laus­nit­zer Stra­ße 81
07607 Eisen­berg
a.sachse@waldkliniken-eisenberg.de

Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

Zita­ti­on
Sach­se A, Lay­her F, San­der K. Der Ein­fluss modi­fi­zier­ter Ankle-Foot-Orthe­sen aus Poly­pro­py­len auf das Gang­bild von Kin­dern und Jugend­li­chen mit Behin­de­rung. Ortho­pä­die Tech­nik, 2020; 71 (11): 42–54

 

 

 

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