Effekte verschiedener Orthesenkonzepte auf die Kniegelenkstabilität bei Patienten mit vorderer Kreuzbandruptur

Einleitung

Anatomisch bedingt ist das Kniegelenk bei Verdrehungen und extremer Translation des Femurs gegen die Tibia nicht knöchern geführt bzw. gesichert und daher besonders bei Sportarten mit hohem Stop-and-go-Anteil, Sprüngen und Landungen sowie Drehbewegungen und schnellen Geschwindigkeits- und Richtungswechseln auf die sichernde Funktion eines intakten Band-Muskel-Apparats angewiesen ¹. Als typische Situationen, die zu vorderen Kreuzbandrupturen führen, werden Bewegungen beschrieben, die mit einem hohen externen Valgusmoment in Kombination mit einer Innen- oder Außenrotation im Kniegelenk einhergehen ².

Infolge einer Ruptur des vorderen Kreuzbandes (VKB) kommt es zu biomechanischen und neuromuskulären Veränderungen am Kniegelenk ³ ⁴ ⁵ ⁶ ⁷ ⁸ ⁹, die zu einem erhöhten Risiko von Sekundärverletzungen ¹⁰ oder chronischen Erkrankungen, zum Beispiel an den Menisken und am Gelenkknorpel (Arthrose) ¹¹, führen können. Unabhängig von der gewählten Therapiemethode (operativ oder konservativ) werden häufig orthopädische Hilfsmittel wie Knieorthesen eingesetzt, die das Gelenk stabilisieren und somit Folgeverletzungen verhindern sollen. Klassische Hartrahmenorthesen sind nach dem Vier-Punkt-Stabilisierungsprinzip aufgebaut, das sich durch ein rigides Gestell aus hartem Kunststoff oder Aluminium auszeichnet. Sie dienen der Führung der an der Gelenkbildung beteiligten Segmente und sollen die Innenrotation, die Ab- und Adduktion sowie die vordere bzw. hintere Schublade begrenzen.

Vor allem aufgrund der uneinheitlichen Studienlage und deren kontroversen Ergebnissen zur Effektivität solcher Hartrahmenorthesen ³ ¹² ¹³ ¹⁴ ¹⁵ ¹⁶ ¹⁷ ¹⁸ stehen vermehrt auch alternative Orthesenkonzepte im Fokus, die neben einer rein mechanischen Verbesserung der Kniestabilität auch sensomotorische Aspekte der Gelenkkontrolle verfolgen. So haben zum Beispiel Bandagen einen positiven Effekt auf die Propriozeption ¹⁹ ²⁰ ²¹ ²² ²³ ²⁴, bieten Patienten mit einer VKB-Ruptur allerdings zu wenig mechanische Stabilität ²⁵. Softorthesen scheinen die positiven Eigenschaften einer mechanisch stabilen Hartrahmenorthese mit den propriozeptiven Vorteilen einer Bandage zu vereinen, da sie aus einem Spezialgestrick bestehen, zusätzlich allerdings über seitliche Schienen mit mechanischen Orthesengelenken verfügen, die eine erhöhte Stabilität verleihen ²⁶ ²⁷.

Im direkten Vergleich mit klassischen Hartrahmenorthesen schneiden Softorthesen allerdings nicht immer besser ab. Bisherige Studien zeigen auch hier widersprüchliche Ergebnisse. So werden Vorteile sowohl für die Softorthese ³ ²⁸ als auch für die Hartrahmenorthese ³ nachgewiesen; andere Studien wiederum zeigen gar keine Effekte der beiden Orthesenkonzepte ²⁹. In bisherigen Studien wurden kaum Bewegungsaufgaben durchgeführt, die das Kniegelenk in transversaler und frontaler Ebene provozieren. Da außerdem die Kniegelenkkinematik – als wichtiger Parameter zur Beschreibung der Kniestabilität ³⁰ – bisher nur unzureichend untersucht wurde, ist bis heute unklar, welches Orthesenkonzept das Kniegelenk in Alltags- und Sportbewegungen besser stabilisiert.

Das Ziel der hier vorgestellten Studie war es daher, den Einfluss zweier Orthesenkonzepte (Hartrahmen vs. Soft) auf die Kniegelenkkinematik von Patienten mit VKB-Ruptur zu untersuchen. Ausgewählt wurden hierfür zwei Bewegungsaufgaben, die das Kniegelenk sowohl in frontaler als auch in transversaler Ebene provozieren, um die Mechanismen einer VKB-Ruptur abbilden und testen zu können.

Methodik

Probanden

Insgesamt 17 Probanden (10 weiblich, 7 männlich; Alter: 44,4 ± 11,5 Jahre; Größe: 1,68 ± 0,08 m, Gewicht: 77,6 ± 11,5 kg) mit nicht operierter, einseitiger Ruptur des VKB nahmen an der Studie teil. Die Knieinstabilität wurde als wichtigstes Einschlusskriterium mit drei verschiedenen Tests ermittelt und wurde angenommen, wenn zwei der drei folgenden Kriterien erfüllt waren:

Seitigkeitsdifferenz der vorderen Schublade von mindestens 3 mm, ermittelt mit dem Arthrometer „KT-1000^TM“ (MEDmetric, San Diego, Kalifornien),
Symmetrieindex kleiner als 85 % beim „Single Hop for Distance“ ³¹ sowie beim
„Timed Hop“ ³¹.

Neben der Knieinstabilität wurden weitere Einschlusskriterien definiert:

einseitige VKB-Ruptur,
Alter zwischen 18 und 60 Jahren,
moderate sportliche Aktivität,
keine Verletzung des hinteren Kreuzbandes oder anderer Strukturen,
keine Gonarthrose im Stadium 2–4 ³²,
keine Verletzungen an der kontralateralen Seite.

Das Studiendesign wurde von der Ethik-Kommission bei der Landesärztekammer Baden-Württemberg geprüft; alle Patienten wurden über den genauen Ablauf der Studie informiert und gaben eine schriftliche Einverständniserklärung ab, an der Studie teilzunehmen.

Protokoll

Alle Probanden wurden mit einer Softorthese aus einem Spezialgestrick („SofTec Genu“, Bauerfeind Inc., Zeulenroda-Triebes) und einer Hartrahmenorthese („Donjoy 4Titude“, Ormed GmbH, Freiburg) ausgestattet. Beide Orthesen wurden von einem Orthopädietechniker individuell angepasst, und die Patienten erhielten eine Einweisung, wie die Orthesen richtig angelegt werden müssen. Nach einer mindestens vierwöchigen Gewöhnungsphase an die beiden Orthesen wurden die Daten bei einem Messtermin am BioMotion Center des Instituts für Sport und Sportwissenschaft am KIT in Karlsruhe erhoben. Dabei führten die Probanden zwei verschiedene Bewegungsaufgaben durch:

Gehen über eine kippbare Platte,
180° Richtungswechsel.

Beide Aufgaben wurden von den Probanden ausschließlich mit dem verletzten Bein unter drei randomisierten Bedingungen durchgeführt:

ohne Orthese,
mit Hartrahmenorthese,
mit Softorthese.

Beim Gehen liefen die Probanden mit einer vorgegebenen Geschwindigkeit von 5 km/h (± 5 %) über eine nach rechts oder links kippbare Platte (Abb. 1), um eine Störung in medialer oder lateraler Richtung zu provozieren. Vorgabe war, die Platte jeweils mit dem verletzten Bein zu treffen. Dabei wurde der Zeitpunkt der Kippung über Lichtschranken kontrolliert und so gewählt, dass die Platte entweder bereits vor dem Schritt auf die Platte in endgradiger Position (9°) gekippt war (prädiktive Situation) oder erst während des Schrittes auf der Platte kippte (reaktive Situation). Alle Experimentalbedingungen (Kippung medial oder lateral, vor oder während des Schrittes) wurden innerhalb der drei Orthesenbedingungen (Ohne, Hartrahmen, Soft) randomisiert, sodass die Probanden vor Bewegungsbeginn nicht wussten, welche Bewegung als Nächstes folgte.

Für jede Testbedingung wurden drei gültige Versuche aufgezeichnet. Da im Zusammenhang mit einer VKB-Ruptur vor allem die Störung in medialer Richtung relevant ist, wurden im Rahmen dieser Studie nur die Versuche ausgewertet, die diese Bewegung provozierten.

Bei den Richtungswechseln um 180° liefen die Probanden mit einer vorgegebenen Geschwindigkeit von 7 km/h (± 5 %) auf die gerade, fixierte Platte zu (Abb. 1), um mit dem verletzten Bein auf der Platte eine 180°-Drehung in Form eines „step turn“ auszuführen und wieder zurückzulaufen. Wieder wurden für jede Testbedingung drei gültige Versuche aufgezeichnet.

Datenaufnahme

Die kinematischen Daten wurden mit einem Infrarot-Kamera-System (10 Kameras, 200 Hz, Vicon Motion Systems, Oxford Metrics Group, Oxford, United Kingdom) erfasst. Dazu wurden 42 reflektierende Marker an den für das Mehrkörpermodell relevanten anatomischen Körperpunkten am Probanden angebracht (Abb. 2). Zusätzlich wurden 22 anthropometrische Parameter erfasst ³¹ ³³. Zur Berechnung der kinematischen Parameter wurde das Mehrkörpermodell „alaska/Dynamicus“ ³³ genutzt.

Für die dynamischen Versuche mit Orthese mussten die beiden Kniemarker (medial und lateral) am verletzten Bein entfernt werden. Daher wurden zusätzliche Clustermarker am Ober- und Unterschenkel angebracht, um die Kniemarker im Nachhinein rekonstruieren zu können ³⁴. Für eine einheitliche Datenauswertung aller Versuche wurde diese Berechnungsmethode für alle drei Orthesenbedingungen durchgeführt.

Datenanalyse

Die kinematischen Daten wurden für beide Bewegungsaufgaben während der Standphase auf der Platte analysiert. Um Aussagen über die Kniestabilität treffen zu können, wurden zum Vergleich der drei Orthesenbedingungen folgende Parameter in allen drei Ebenen (sagittal, frontal, transversal) berechnet:

minimaler und maximaler Kniegelenkwinkel (Min, Max),
Range of Motion (RoM),
der Kniewinkel zum Zeitpunkt des Fersenaufsatzes (FA) und
der Kniewinkel zum Zeitpunkt der maximalen resultierenden Bodenreaktionskraft (Max BRK).

Die Werte der drei gültigen Versuche wurden für jede Testbedingung gemittelt.

Statistik

Um den Effekt der Orthesen (Ohne, Hart, Soft) auf die Kniewinkel zu untersuchen, wurde für jede Bewegung (Gehen prädiktiv, Gehen reaktiv, Richtungswechsel) eine einfaktorielle Varianzanalyse mit Messwiederholung durchgeführt. Für die Post-hoc-Vergleiche wurde die Holm-Bonferroni-Korrektur angewandt. Als Effektstärke wurde das partielle Eta-Quadrat (kleiner Effekt: ƞ _p²= 0,01; mittlerer Effekt: ƞ _p² = 0,06; großer Effekt: ƞ _p² = 0,14) ³⁵ ³⁶ angegeben; das Signifikanzniveau für alle statistischen Tests lag bei 0,05.

Ergebnisse

Abbildung 3 zeigt die Kniewinkelverläufe in allen drei Ebenen für alle drei Bewegungsaufgaben während der Standphase. Die Mittelwerte der Kniegelenkwinkel sind in den Tabellen 1 bis 3 dargestellt.

Der maximale Knievalguswinkel, der sich bei beiden Gehbedingungen (prädiktiv und reaktiv) zu Beginn der Standphase zeigte, konnte durch beide Orthesen signifikant reduziert werden (Tab. 1 u. 2). Die Patienten gingen mit beiden Orthesen, vor allem aber mit der Hartrahmenorthese, mit signifikant stärker gebeugtem Knie; die Hartrahmenorthese reduzierte den maximalen Außenrotationswinkel sowie die Knieaußenrotation zum Zeitpunkt der größten Bodenreaktionskraft signifikant für beide Gehbedingungen (Tab. 1 u. 2). Die Softorthese reduzierte nur den maximalen Außenrotationswinkel signifikant, und dies nur für das prädiktive Gehen. Der RoM in transversaler Ebene sowie der maximale Innenrotationswinkel vergrößerten sich signifikant mit beiden Orthesen, stärker jedoch mit der Hartrahmenorthese.

Beim Richtungswechsel reduzierte sich der Außenrotationswinkel zum Zeitpunkt des Bodenkontaktes sowie zum Zeitpunkt der größten Bodenreaktionskraft signifikant mit beiden Orthesen (Tab. 3). Wieder vergrößerte sich der RoM in transversaler Ebene für beide Orthesen signifikant; der maximale Innenrotationswinkel vergrößerte sich beim Richtungswechsel allerdings nur für die Hartrahmenorthese signifikant.

Diskussion

Die Ergebnisse zeigen, dass beide Orthesen die Kniegelenkkinematik von Patienten mit VKB-Ruptur verändern. Beim Gehen konnten beide Orthesen den maximalen Valguswinkel im Vergleich zur Bedingung ohne Orthese signifikant reduzieren und somit das Knie vor ungünstigen Bewegungen in dieser Ebene schützen. Beim Richtungswechsel wurde eine Außenrotation im Kniegelenk provoziert, die allerdings von keiner der beiden Orthesen signifikant reduziert werden konnte. Auffällig für beide Bewegungsaufgaben war, dass sich der RoM in der transversalen Ebene durch das Tragen beider Orthesen signifikant vergrößerte.

Ein Vergleich der Ergebnisse mit bisherigen Studien fällt schwer, da die angewandten Methoden stark variieren. Einige Studien konnten sowohl für Hartrahmenorthesen als auch für Softorthesen positive Effekte ermitteln. Dabei konnte die Hartrahmenorthese das Knie durch ihren rigiden Aufbau vor allem gegen ungünstige Bewegungen in frontaler und transversaler Ebene schützen ³ ⁸ ¹² ²⁸. Studien mit Softorthesen zeigen dagegen positive Effekte eher in Bereichen der posturalen Kontrolle oder der Kraftanstiegsrate ⁷ ²⁸. Durch die seitlichen Schienen mit mechanischen Orthesengelenken können Softorthesen aber auch ungünstige Knierotationen verringern ²⁶. Im Gegensatz dazu gibt es allerdings auch viele Studien, die vor allem in dynamischeren Situationen keine positiven Effekte von verschiedenen Orthesen nachweisen konnten ³⁷ ³⁸. Auch der direkte Vergleich zwischen Hartrahmen- und Softorthesen führt aufgrund der uneinheitlichen Ergebnislage bisher zu keinen eindeutigen Empfehlungen, welche Orthese für Patienten mit VKB-Ruptur bevorzugt einzusetzen ist ³ ¹⁶ ²⁸. Das ist zum Teil auch auf die Methodenwahl zurückzuführen, die eine Aussage über den richtigen Einsatz von Hart- bzw. Softorthesen in Alltags- bzw. Sportbewegungen bei Patienten mit VKB-Ruptur nicht zulässt. So haben Beynnon et al. ³ zum Beispiel keine dynamischen Alltags- oder Sportbewegungen getestet. Singer und Lamontagne ¹⁶ haben nur gesunde Probanden untersucht, und Strutzenberger et al. ²⁸ haben keine kinematischen Daten für das Kniegelenk erfasst.

Umso wichtiger sind daher die Ergebnisse der aktuellen Studie, für die dynamische Bewegungsaufgaben gewählt wurden, die das Kniegelenk sowohl in der Frontal- als auch in der Transversalebene provozieren. Zudem wurden ausschließlich Patienten mit VKB-Ruptur untersucht und deren 3D-Kniegelenkkinematik erfasst. Die Ergebnisse zeigen im direkten Vergleich, dass beim Gehen beide Orthesen sowohl die maximale Abduktion als auch die maximale Außenrotation im Kniegelenk reduzieren können. Die Effekte der beiden Orthesen waren dabei in beiden Bewegungsebenen sehr ähnlich, wobei die Reduktion der Außenrotation für die Hartrahmenorthese noch etwas deutlicher zu sehen war. Besonders in der transversalen Ebene scheint die Hartrahmenorthese mit ihren festen Querverstrebungen eine noch bessere mechanische Führung und Stabilität zu bieten als die Softorthese. Da die Softorthese allerdings zusätzlich zur mechanischen Stabilität in der transversalen Ebene (die Außenrotation konnte auch hier signifikant reduziert werden) auch potenziell positive Effekte im Bereich der Propriozeption und der neuromuskulären Kontrolle aufweisen könnte, könnte sie insbesondere für Patienten mit VKB-Ruptur interessant sein, da eine Kreuzbandverletzung nicht nur zu mechanischen, sondern auch zu propriozeptiven Beeinträchtigungen im Kniegelenk führt ⁵ ⁶ ⁷.

Auch beim Richtungswechsel waren die Effekte der beiden Orthesen in frontaler und transversaler Ebene sehr ähnlich. Eine signifikante Reduktion der Abduktion konnte zwar nur für die Hartrahmenorthese ermittelt werden; der Unterschied zwischen den beiden Orthesen war jedoch nicht signifikant.

Die maximale Außenrotation wurde durch keine der beiden Orthesen signifikant reduziert. Bei dieser Bewegungsaufgabe konnte also keine der beiden Orthesen das Knie in der provozierten Rotation stabilisieren. In transversaler Ebene fiel vor allem auf, dass bei beiden Bewegungsaufgaben der RoM durch beide Orthesen signifikant vergrößert wurde. Dieser Effekt kam dabei hauptsächlich durch eine größere Innenrotation der Tibia zustande und war für die Hartrahmen- im Vergleich zur Softorthese signifikant stärker ausgeprägt. Eine Tendenz zur größeren Innenrotation der Tibia wurde bereits in einer Studie von Georgoulis et al. ³⁹ für Patienten mit VKB-Ruptur ermittelt. Eine Verstärkung dieser Innenrotation durch das Tragen von Orthesen wäre insofern ungünstig, als es dadurch zu ungünstigeren Belastungssituationen im Kniegelenk kommen könnte, die das Risiko für die Entwicklung einer Kniearthrose erhöhen könnten ⁴⁰ ⁴¹. Dieser Aspekt sollte daher in zukünftigen Studien noch genauer betrachtet werden.

Fazit

Zusammenfassend kann konstatiert werden, dass beim Gehen mit Provokation des Kniegelenkes in frontaler Ebene beide getesteten Orthesen die maximale Abduktion im Vergleich zur Bedingung ohne Orthese gleichermaßen reduzieren konnten. Gleichzeitig wurde allerdings ein Streckdefizit sowie eine Vergrößerung des RoM in transversaler Ebene aufgrund einer vergrößerten maximalen Innenrotation nachgewiesen; beide Parameter waren für die Hartrahmenorthese stärker ausgeprägt. Für diese Situation scheint also vor allem die Softorthese in der Lage zu sein, das Knie ausreichend zu stabilisieren, ohne gleichzeitig die normale Physiologie des Ganges negativ zu beeinflussen.

Bei den Richtungswechseln konnte keine der beiden Orthesen die zu erwartende große Tibia-Außenrotation ⁴² reduzieren. Ein größerer RoM in Kombination mit einer größeren maximalen Innenrotation der Tibia konnte allerdings auch hier wieder für beide Orthesen festgestellt werden. Für diese zweite Bewegungsaufgabe mit Provokation hauptsächlich in transversaler Ebene scheint also keine der beiden Orthesen das Knie ausreichend zu stabilisieren.

Zukünftige Studien sollten weitere Bewegungsaufgaben wie zum Beispiel Rennen oder Treppensteigen mit einbeziehen und das Augenmerk auf die erhöhte Innenrotation der Tibia legen. Sollte sich diese auch für andere Bewegungsaufgaben bestätigen, sollte deren Auswirkung insbesondere im Rahmen eines Langzeiteinsatzes der Orthesen untersucht werden.

Förderung

Die Bauerfeind AG hat diese Studie finanziell und materiell unterstützt. Der Geldgeber hatte keinen Einfluss auf das Studiendesign, die Datenerhebung und ‑analyse, die Entscheidung zur Veröffentlichung oder die Erstellung des Manuskripts.

Hinweis

Bei diesem Artikel handelt es sich um eine angepasste deutsche Übersetzung der folgenden Originalarbeit: Focke A, Steingrebe H, Möhler F, Ringhof S, Sell S, Potthast W, Stein T. Effect of Different Knee Braces in ACL-Deficient Patients. Frontiers in Bioengineering and Biotechnology, 2020; 8: 964. doi: 10.3389/fbioe.2020.00964. Eine entsprechende Genehmigung wurde vom Journal „Frontiers in Bioengineering and Biotechnology“ erteilt.

Für die Autoren:
Dr. phil. Anne Focke
Akademische Mitarbeiterin
BioMotion Center am Institut für Sport und Sportwissenschaft (IfSS)
Karlsruher Institut für Technologie (KIT)
Engler-Bunte-Ring 15
76131 Karlsruhe
anne.focke@kit.edu

Begutachteter Beitrag/reviewed paper

Zitation
Focke A, Steingrebe H, Möhler F, Ringhof St, Sell St, Potthast W, Stein Th. Effekte verschiedener Orthesenkonzepte auf die Kniegelenkstabilität bei Patienten mit vorderer Kreuzbandruptur. Orthopädie Technik, 2022; 73 (4): 68–75

Abb. 1 Versuchsaufbau für die Bewegungsaufgaben „Gehen“ und „180° Richtungswechsel“.

Abb. 2 Markerpositionierungen in frontaler und dorsaler Ansicht.

Abb. 3 Kniegelenkwinkel von allen drei Bewegungsaufgaben in sagittaler, frontaler und transversaler Ebene während der Standphase (MW ± SD); rot = ohne Orthese, schwarz: Hartrahmenorthese, blau = Softorthese.

Mittelwert und Standardabweichung der Kniewinkel (°) während der Standphase für prädiktives Gehen (Platte kippt vor dem Schritt) mit entsprechenden p-Werten und Effektgrößen. — Tab. 1 Mittelwert und Standardabweichung der Kniewinkel (°) während der Standphase für prädiktives Gehen (Platte kippt vor dem Schritt) mit entsprechenden p‑Werten und Effektgrößen.

Mittelwert und Standardabweichung der Kniewinkel (°) während der Standphase für reaktives Gehen (Platte kippt während des Schrittes) mit entsprechenden p-Werten und Effektgrößen. — Tab. 2 Mittelwert und Standardabweichung der Kniewinkel (°) während der Standphase für reaktives Gehen (Platte kippt während des Schrittes) mit entsprechenden p‑Werten und Effektgrößen.

Mittelwert und Standardabweichung der Kniewinkel (°) während der Standphase für Richtungswechsel mit entsprechenden p-Werten und Effektgrößen. — Tab. 3 Mittelwert und Standardabweichung der Kniewinkel (°) während der Standphase für Richtungswechsel mit entsprechenden p‑Werten und Effektgrößen.

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Tittel K. Beschreibende und funktionelle Anatomie des Menschen. 14., völlig überarb. und erw. Aufl. München: Urban & Fischer, 2003
Hughes G, Watkins J. A risk-factor model for anterior cruciate ligament injury. Sports Medicine (Auckland, N. Z.), 2006; 36 (5): 411–428. doi: 10.2165/00007256–200636050-00004
Beynnon BD et al. The effect of anterior cruciate ligament deficiency and functional bracing on translation of the tibia relative to the femur during nonweightbearing and weightbearing. The American Journal of Sports Medicine, 2003; 31 (1): 99–105. doi: 10.1177/03635465030310012801
Dennis DA et al. In vivo determination of normal and anterior cruciate ligament-deficient knee kinematics. Journal of Biomechanics, 2005; 38 (2): 241–253. doi: 10.1016/j.jbiomech.2004.02.042
Lysholm M et al. Postural control – a comparison between patients with chronic anterior cruciate ligament insufficiency and healthy individuals. Scandinavian Journal of Medicine & Science in Sports, 1998; 8 (6): 432–438. doi: 10.1111/j.1600–0838.1998.tb00464.x
Lee H‑M et al. Correlation between proprioception, muscle strength, knee laxity, and dynamic standing balance in patients with chronic anterior cruciate ligament deficiency. The Knee, 2009; 16 (5): 387–391. doi: 10.1016/j.knee.2009.01.006
Palm H‑G et al. Effects of knee bracing on postural control after anterior cruciate ligament rupture. The Knee, 2012; 19 (5): 664–671. doi: 10.1016/j.knee.2011.07.011
Théoret D, Lamontagne M. Study on three-dimensional kinematics and electromyography of ACL deficient knee participants wearing a functional knee brace during running. Knee Surgery, Sports Traumatology, Arthroscopy, 2006; 14 (6): 555–563. doi: 10.1007/s00167-006‑0072‑3
Roberts D et al. Clinical measurements of proprioception, muscle strength and laxity in relation to function in the ACL-injured knee. Knee Surgery, Sports Traumatology, Arthroscopy, 2007; 15 (1): 9–16. doi: 10.1007/s00167-006‑0128‑4
Wiggins AJ et al. Risk of Secondary Injury in Younger Athletes After Anterior Cruciate Ligament Reconstruction: A Systematic Review and Meta-analysis. The American Journal of Sports Medicine, 2016; 44 (7): 1861–1876. doi: 10.1177/0363546515621554
Andriacchi TP et al. A Framework for the in Vivo Pathomechanics of Osteoarthritis at the Knee. Annals of Biomedical Engineering, 2004; 32 (3): 447–457. doi: 10.1023/B:ABME.0000017541.82498.37
Wojtys EM et al. Anterior cruciate ligament functional brace use in sports. The American Journal of Sports Medicine, 1996; 24 (4): 539–546. doi: 10.1177/036354659602400421
Ramsey D et al. Assessment of functional knee bracing: an in vivo three-dimensional kinematic analysis of the anterior cruciate deficient knee. Clinical Biomechanics, 2001; 16 (1): 61–70. doi: 10.1016/S0268-0033(00)00065–6
DeVita P et al. Functional knee brace effects during walking in patients with anterior cruciate ligament reconstruction. The American Journal of Sports Medicine, 1998; 26 (6): 778–784. doi: 10.1177/03635465980260060701
Risberg MA et al. The effect of knee bracing after anterior cruciate ligament reconstruction. A prospective, randomized study with two years’ follow-up. The American Journal of Sports Medicine, 1999; 27 (1): 76–83. doi: 10.1177/03635465990270012101
Singer JC, Lamontagne M. The effect of functional knee brace design and hinge misalignment on lower limb joint mechanics. Clinical Biomechanics (Bristol, Avon), 2008; 23 (1): 52–59. doi: 10.1016/j.clinbiomech.2007.08.013
Swirtun LR et al. The Effects of a Functional Knee Brace During Early Treatment of Patients With a Nonoperated Acute Anterior Cruciate Ligament Tear. Clinical Journal of Sport Medicine, 2005; 15 (5): 299–304. doi: 10.1097/01.jsm.0000180018.14394.7e
Birmingham TB et al. A randomized controlled trial comparing the effectiveness of functional knee brace and neoprene sleeve use after anterior cruciate ligament reconstruction. The American Journal of Sports Medicine, 2008; 36 (4): 648–655. doi: 10.1177/0363546507311601
Beynnon BD et al. The effect of anterior cruciate ligament trauma and bracing on knee proprioception. The American Journal of Sports Medicine, 1999; 27 (2): 150–155. doi: 10.1177/03635465990270020601
Beynnon BD et al. The effect of bracing on proprioception of knees with anterior cruciate ligament injury. The Journal of Orthopaedic and Sports Physical Therapy, 2002; 32 (1): 11–15. doi: 10.2519/jospt.2002.32.1.11
Selfe J et al. The biomechanics of step descent under different treatment modalities used in patellofemoral pain. Gait & Posture, 2008; 27 (2): 258–263. doi: 10.1016/j.gaitpost.2007.03.017
Selfe J et al. A clinical study of the biomechanics of step descent using different treatment modalities for patellofemoral pain. Gait & Posture, 2011; 34 (1): 92–96. doi: 10.1016/j.gaitpost.2011.03.019
Baltaci G et al. The effect of prophylactic knee bracing on performance: balance, proprioception, coordination, and muscular power. Knee Surgery, Sports Traumatology, Arthroscopy, 2011; 19 (10): 1722–1728. doi: 10.1007/s00167-011‑1491‑3
Bodendorfer BM et al. Do neoprene sleeves and prophylactic knee braces affect neuromuscular control and cutting agility? Physical Therapy in Sport, 2019; 39: 23–31. doi: 10.1016/j.ptsp.2019.05.007
Luber M et al. Stabilisierungseigenschaften von Hartrahmenorthesen und Bandagen mit Gelenkschienen gegen vordere Schublade – Erste Ergebnisse. Orthopädie Technik, 1998; 49 (5): 350–354
Giotis D. The effect of knee braces on tibial rotation in anterior cruciate ligament-deficient knees during high-demand athletic activities. Clinical Journal of Sport Medicine, 2013; 23 (4): 287–292. doi: 10.1097/JSM.0b013e31827ee800
Pierrat B et al. Characterisation of in-vivo mechanical action of knee braces regarding their anti-drawer effect. The Knee, 2015; 22 (2): 80–87. doi: 10.1016/j.knee.2014.12.001
Strutzenberger G et al. Effect of brace design on patients with ACL-ruptures. International Journal of Sports Medicine, 2012; 33 (11): 934–939. doi: 10.1055/s‑0032–1304634
Mortaza N et al. Influence of functional knee bracing on the isokinetic and functional tests of anterior cruciate ligament deficient patients. PloS One, 2013; 8 (5): e64308. doi: 10.1371/journal.pone.0064308
Schrijvers JC et al. Objective parameters to measure (in)stability of the knee joint during gait: A review of literature. Gait & Posture, 2019; 70: 235–253. doi: 10.1016/j.gaitpost.2019.03.016
Noyes FR et al. Abnormal lower limb symmetry determined by function hop tests after anterior cruciate ligament rupture. The American Journal of Sports Medicine, 1991; 19 (5): 513–518. doi: 10.1177/036354659101900518
Kellgren JH, Lawrence JS. Radiological assessment of osteo-arthrosis. Annals of the Rheumatic Diseases, 1957; 16 (4): 494–502. doi: 10.1136/ard.16.4.494
Härtel T, Hermsdorf H. Biomechanical modelling and simulation of human body by means of DYNAMICUS. Journal of Biomechanics, 2006; 39: S549. doi: 10.1016/S0021-9290(06)85262–0
Cappozzo A et al. Surface-marker cluster design criteria for 3‑D bone movement reconstruction. IEEE transactions on bio-medical engineering, 1997; 44 (12): 1165–1174. doi: 10.1109/10.649988
Cohen J. Statistical power analysis for the behavioral sciences. 2nd ed. Hillsdale, N J: L. Erlbaum Associates, 1988
Richardson JTE. Eta squared and partial eta squared as measures of effect size in educational research. Educational Research Review, 2011; 6 (2): 135–147. doi: 10.1016/j.edurev.2010.12.001
Smith TO, Davies L. A systematic review of bracing following reconstruction of the anterior cruciate ligament. Physiotherapy, 2008; 94 (1): 1–10. doi: 10.1016/j.physio.2007.04.007
Smith SD et al. Functional bracing of ACL injuries: current state and future directions. Knee Surgery, Sports Traumatology, Arthroscopy, 2014; 22 (5): 1131–1141. doi: 10.1007/s00167-013‑2514‑z
Georgoulis AD et al. Three-dimensional kinematics of the tibiofemoral joint in ACL-deficient and reconstructed patients shows increased tibial rotation. Operative Techniques in Orthopaedics, 2005; 15 (1): 49–56. doi: 10.1053/j.oto.2004.10.006
Andriacchi TP et al. Rotational changes at the knee after ACL injury cause cartilage thinning. Clinical Orthopaedics and Related Research, 2006; 442: 39–44. doi: 10.1097/01.blo.0000197079.26600.09
van de Velde SK et al. Increased tibiofemoral cartilage contact deformation in patients with anterior cruciate ligament deficiency. Arthritis and Rheumatism, 2009; 60 (12): 3693–3702. doi: 10.1002/art.24965
Taylor MJD et al. A three-dimensional biomechanical comparison between turning strategies during the stance phase of walking. Human Movement Science, 2005; 24 (4): 558–573. doi: 10.1016/j.humov.2005.07.0

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